СПОСОБ ВЫСОКОЭФФЕКТИВНОЙ ДОСТАВКИ АЭРОЗОЛЯ С БОЛЬШОЙ ТЕРАПЕВТИЧЕСКОЙ МАССОЙ Российский патент 2006 года по МПК A61K9/72 A61K9/12 

ПРЕДШЕСТВУЮЩИЙ УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Аэрозоли для доставки терапевтических агентов в респираторный тракт были описаны, например, в работах Adejei A. and Garren J. //Pharm. Res. 1990. Т.7. С.565-569 и Zanen P. and Lamm J.-W.J. //Int. J. Pharm. 1995. Т.114. С.111-115. Респираторный тракт охватывает верхние дыхательные пути, включая ротовую часть глотки и гортань, за которыми следуют нижние дыхательные пути, которые включают трахею и следующие за ней ветвления в бронхи и бронхиоли. Верхний и нижний дыхательные пути называют проводящими дыхательными путями. Оконечные бронхиоли затем разделяются на дыхательные бронхиоли, которые ведут в самую отдаленную дыхательную зону, в альвеоли, т.е. в толщу легкого (Gonda I. "Aerosols for delivery of therapeutic and diagnostic agents to the respiratory tract" //в Critical Reviews in Therapeutic Drug Carrier Systems. 1990. Т.6. С.273-313). Толща легкого или альвеоли - это первичная мишень для вдыхаемых терапевтических аэрозолей при системной доставке лекарства.

Вдыхаемые аэрозоли использовались для лечения локальных легочных расстройств, в том числе астмы и кистозного фиброза (Anderson //Am. Rev. Respir. Dis. 1989. Т.140. С.1317-1324) и вдобавок способны обеспечивать системную доставку пептидов и белков (Patton and Platz //Advanced Drug Delivery Reviews. 1992. T.8. C.179-196).

С помощью ингаляции может быть обеспечена относительно высокая биологическая доступность многих молекул, в том числе макромолекул (Wall D.A. //Drug Delivery. 1995. Т.2. С.1-20; Patton J. and Platz R. //Adv. Drug Del. Rev. 1992. Т.8. С.179-196; Byron P. //Adv. Drug Del. Rev. 1990. Т.5. С.107-132). В итоге для доставки в легкие используются или испытываются несколько технологий приготовления аэрозольных форм терапевтических лекарств (Patton J.S. и др. //J. Controlled Release. 1994. Т.28. С.79-85; Damms В. and Bains W. //Nature Biotechnology. 1996; Niven R.W. и др. //Pharm. Res. 1995. Т.12, №9. С.1343-1349; Kobayashi S. //Pharm. Res. 1996. Т.13, №1. С.80-83).

Однако стратегия доставки лекарств в легкие создает много затруднений, в особенности в доставке макромолекул; эти затруднения включают денатурацию белков в ходе перевода в аэрозоль (аэрозолизации), обширные потери вдыхаемого лекарства в ротоглоточной полости (часто превышающие 80%), слабый контроль за местом нанесения лекарства, плохая воспроизводимость терапевтических результатов из-за различий в типе дыхания, частое слишком быстрое всасывание лекарства, потенциально приводящее к местным токсическим проявлениям, и фагоцитоз макрофагами легких.

Кроме того, многие из устройств, обычно применяемых для ингаляционной терапии, дают большую потерю лекарства. Для повышения эффективности ингаляционной терапии серьезное внимание было уделено конструированию терапевтических аэрозольных ингаляторов (Timsina и др. //Int. J. Pharm. 1995. Т.101. С.1-13; Tansey I.P. //Spray Technol. Market. 1994. Т.4. С.26-29). Уделялось также внимание формированию текстуры поверхности аэрозольных сухих порошков, главным образом чтобы избежать агрегации частиц - явления, существенно снижающего эффективность ингаляционной терапии (French D.L, Edwards D.A., Niven R.W. //J. Aerosol Sci. 1996. Т.27. С.769-783).

Повышенный интерес вызывают составы сухих порошков (ССП) в качестве аэрозольных составов для доставки в легкие (Damms В. and Bains W. //Nature Biotechnology (1996); Kobayashi S. и др. //Pharm. Res. 1996. Т.13, №1. С.80-83; Timsina М. и др. //Int. J. Pharm. 1994. Т.101. С.1-13). Обычно получают аэрозоли сухих порошков для ингаляционной терапии со средним геометрическим диаметром частиц менее 5 мкм (Ganderton D. //J. Biopharmaceutical Sciences. 1992. Т.3. С.101-105; Gonda I. "Physico-Chemical Principles in Aerosol Delivery" //Topics in Pharmaceutical Sciences. Под ред. Crommelin D.J. and Midha K.K. Medpharm Scientific Publishers, Stuttgart, 1992. С.95-115). Чтобы достигнуть, наряду с другими преимуществами, эффективной аэрозолизации, к терапевтическим аэрозолям добавляли крупные частицы-«носители» (не содержащие лекарства) (French D.I., Edwards DA, Niven R.W. II J. Aerosol Sci. 1996. Т.27. С.769-783).

Наряду с другими недостатками, порошки мелких частиц обычно обладают плохой текучестью и плохо подвергаются аэрозолизации, что приводит к относительно низкому содержанию в аэрозоле вдыхаемых фракций, представляющих собой фракции вдыхаемого аэрозоля, которые оседают в легких, избегая отложения во рту и горле (Gonda I. //В «Topics in Pharmaceutical Sciences». Под ред. Crommelin D.J. and Midha K.K. Medpharm Scientific Publishers, Stuttgart, 1992. С.95-115). Обычно к ухудшению текучести и аэрозолизации приводит агрегация частиц вследствие межчастичных взаимодействий, таких как гидрофобные, электростатические и капиллярные взаимодействия. Удавалось несколько улучшить качество ССП. Например, было показано, что составы сухих порошков («ССП») с большим размером частиц имеют лучшие характеристики текучести: слабее агрегируют (Edwards и др. //Science. 1997. Т.276. С.1868-1871), легче подвергаются аэрозолизации и потенциально менее подвержены фагоцитозу (Rudt S. and Muller R.H. //J. Controlled Release. 1992. Т.22. С.263-272; Tabata Y. and Ikada Y. //J. Biomed. Mater. Res. 1988. Т.22. С.837-858). Для эффективной ингаляционной терапии с применением сухого порошка с кратковременным и длительным высвобождением лекарственного средства как для локального, так и для системного применения необходим способ эффективной, в терапевтическом масштабе, доставки ССП в легкие, не требующий значительной затраты энергии.

Для доставки лекарств в легкие применяют также распылители, такие как описаны Cipolla и др. (Cipolla и др. //Respiratory Drug Delivery. 2000. Т.VII. Biological, Pharmaceutical, Clinical and Regulatory Issues Relating to Optimized Drug Delivery by Aerosol. Материалы конференции в Palm Springs, Florida, 14-18 мая, 2000 г.). Содержание работы включено в настоящее описание во всей полноте ссылкой на нее.

Ингаляционные устройства, которые могут быть применены для доставки в легкие составов с сухим порошком, включают неактивируемые дыханием или многоступенчатые устройства. Одно из таких устройств описано в патенте США №5997848, выданном Patton и др., 7 декабря 1999 г., все выводы которого включены в настоящее описание ссылкой. В этих устройствах лекарственный состав вначале диспергируется с помощью энергии, не зависящей от дыхания пациента, а затем ингалируется.

Ингаляционные устройства, которые используют «один активируемый вдохом этап», сконструированы таким образом, что они распыляют порошок, который немедленно, то есть в одном этапе, вдыхается индивидуумом. Таким является, например, простой ингалятор сухих порошков (см., например, патенты США №№4995385 и 4069819).

Другие примеры ингаляторов включают (но не ограничиваются ими) Spinhaler^® (Fisons, Loughborough, U.K.) и Rotahaler^® (Glaxo-Wellcome, Research Triangle Park, N.C., U.S.A.).

По сравнению с «одноэтапными» ингаляторами существующие «многоэтапные ингаляторы» более сложны в обращении и имеют тенденцию к большей стоимости, поскольку для доставки лекарства в легкие требуется больше энергии. Количество требуемой энергии возрастает с увеличением массы лекарства. С другой стороны, «высокая эффективность» доставки лекарства в респираторный тракт, означающая приблизительно 50% массы лекарства, исходно содержащейся в резервуаре, содержащем лекарства (то есть «номинальной дозы»), обычно достигается только с помощью активируемых дыханием многоэтапных ингаляторных систем. Поэтому до сих пор пациенты вынуждены выбирать между стоимостью/сложностью и эффективностью доставки лекарства. Поводом для такого компромисса служит то, что существующим ингаляционным методологиям и устройствам присущи неотъемлемые несовершенства технических решений и/или неотъемлемые ограничения в конструкции устройств. Эти несовершенства приводят к нежелательной потере лекарства и повышению общей стоимости лечения. В дополнение к этому, а зачастую, как следствие, существующие ингаляционные устройства и методологии часто не могут обеспечить доставку в легкие достаточной (то есть терапевтической) массы лекарства в одном вдохе. Сейчас количество лекарства, которое может быть доставлено в легкие в одном вдохе (с помощью жидкостных или порошковых ингаляторов) обычно не превышает 5 мг (Cipolla и др. //Resp. Drug Delivery. 2000. Т.VN. С.231-239).

Таким образом, существует необходимость в таком способе доставки агента в легочную систему, при котором в легочную систему с помощью одноэтапной ингаляционной системы доставляется по меньшей мере около 50% номинальной дозы агента. Существует также необходимость доставки относительно большой массы агента, такого как, например, терапевтического, профилактического, диагностического или прогностического агента. Существует также необходимость доставки относительно большой массы биологически активного агента, особенно большой массы ингалируемого сухого порошка. Далее существует необходимость в способах доставки в легочную систему в один этап с помощью простого активируемого вдохом устройства единичной высокой дозы агента, такого как биологически активный агент.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Изобретение относится к способам доставки агента (например, терапевтического агента, профилактического агента, диагностического агента, прогностического агента) в легочную систему. Изобретение относится также к способам доставки биологически активного агента в легочную систему.

В одном из вариантов осуществления изобретение направлено на способ доставки агента в легочную систему в одном активируемом вдохом этапе, включающий: а) создание частиц, содержащих агент, и b) введение частиц из резервуара, содержащего массу частиц, в дыхательный тракт индивидуума, причем доставляемое количество частиц составляет по меньшей мере 50% массы частиц.

В другом варианте осуществления изобретение имеет целью способ доставки агента в легочную систему в одном активируемом вдохом этапе, включающий: а) создание частиц, содержащих агент, и b) введение частиц из резервуара, содержащего массу частиц, в дыхательный тракт индивидуума, причем частицы доставляют по меньшей мере 5 мг агента. В других примерах осуществления частицы доставляют по меньшей мере приблизительно 7 мг агента, по меньшей мере приблизительно 10 мг агента, по меньшей мере приблизительно 15 мг агента, по меньшей мере приблизительно 7 мг агента, по меньшей мере приблизительно 20 мг агента или по меньшей мере приблизительно 25 мг агента. Могут быть доставлены более значительные количества агента, например, частицы могут доставлять по меньшей мере приблизительно 35 мг, по меньшей мере приблизительно 40 мг или по меньшей мере приблизительно 50 мг агента.

В другом варианте осуществления изобретение относится к способу доставки агента в легочную систему, включающему: а) создание частиц-носителей, имеющих плотность заполнения менее 0,4 г/см³; b) создание композиции, содержащей по меньшей мере один агент; с) смешивание частиц-носителей, полученных на этапе (а), и композиции, полученной на этапе (b), с получением пригодной к вдыханию композиции; и d) введение пригодной к вдыханию композиции, полученной на этапе (с) в респираторный тракт индивидуума. В том смысле, как он использован здесь, термин «пригодная к вдыханию композиция» означает композицию, которая пригодна для доставки в респираторный тракт индивидуума.

Изобретение ставит своей задачей также создание пригодных к вдыханию композиций, которые могут быть доставлены в легочную систему. Пригодные к вдыханию композиции по настоящему изобретению преимущественно включают частицы-носители, имеющие плотность заполнения менее 0,4 г/см³, и композицию, содержащую агент.

В одном из примеров осуществления частицы по настоящему изобретению вводят из резервуара, имеющего, удерживающего, содержащего или включающего массу частиц. В настоящем изобретении могут быть применены резервуары, имеющие объем по меньшей мере приблизительно 0,37 см³. Могут быть применены также более крупные резервуары, имеющие объем по меньшей мере приблизительно 0,48 см³, 0,67 см³ или 0,95 см³. Резервуары предпочтительно имеют конструкцию, пригодную для использования в ингаляторе с сухим порошком.

В другом примере осуществления энергия, удерживающая частицы сухого порошка в агрегированном состоянии, такова, что в приемлемом физиологическом интервале скоростей потока ингаляции дыхания пациента достаточно для дезагрегирования содержащегося в резервуаре порошка до образования пригодных для вдыхания частиц. Дезагрегированные частицы могут с высокой эффективностью при вдохе пациента проникать и оседать в дыхательных путях и/или в толще легких.

В предпочтительном примере осуществления настоящего изобретения частицы имеют плотность заполнения менее чем приблизительно 0,4 г/см³, предпочтительно около 0,1 г/см³ или менее. В другом примере осуществления частицы имеют массовый средний геометрический диаметр (МСГД) более 5 мкм, предпочтительно приблизительно 10 мкм или больше. Еще в одном примере осуществления частицы имеют массовый средний аэродинамический диаметр (МСАД) в интервале от приблизительно 1 мкм до приблизительно 5 мкм.

В одном из примеров осуществления частицы-носители имеют диаметр приблизительно 10 мкм и плотность приблизительно 0,001 г/см³, а аэродинамический диаметр приблизительно 0,3 мкм, предпочтительно от приблизительно 0,001 до приблизительно 0,3 мкм (от приблизительно 1 до приблизительно 300 нанометров) или от приблизительно 0,001 до приблизительно 0,2 мкм. Частицы-носители не считаются пригодными к вдыханию в этом интервале. Субмикронные частицы способны приобретать достаточную плотность, чтобы перевести не пригодные для вдыхания частицы-носители в пригодную для вдыхания область. В одном из осуществлении плотность субмикронных частиц составляет, например, приблизительно 1 г/см³. Такие частицы-носители сконструированы, чтобы гарантировать, что терапевтическое количество агента нанометрового размера не будет нежелательным образом влиять на аэродинамическое поведение частиц-носителей, когда агент сцеплен с поверхностью, адсорбирован на поверхности или химически соединен с частицей-носителем. Например, чтобы разрешить это опасение, сконструированы частицы-носители с диаметром около 10 мкм и очень низкой плотностью (около 0,001 г/см³), которые сами могут давать частицы с намного меньшим аэродинамическим размером (например, 0,3 мкм), что ниже пригодного для вдыхания размера 1-5 мкм. Однако при включении достаточного количества частиц субмикронного размера (например, приблизительно 10-200 нм), имеющих более высокую плотность (например, около 1 г/см³) и содержащих агент, результирующие частицы должны быть сконструированы таким образом, чтобы попадать в требуемый интервал размера и пористости. Таким путем достигается повышенная загрузка агента. Не связывая себя одним возможным объяснением, полагают, что благодаря малому размеру микронизованных (т.е. тонкоизмельченных) частиц, число точек межчастичных контактов в заданном объеме велико в сравнении с порошками, полученными из частиц большего размера. Для диспергирования порошков с малым размером частиц в аэрозольное облако требуется больший вклад энергии. Эффект потребности в большой энергии для таких порошков состоит в том, что необходимы и большее устройство, и малая дозовая масса.

Настоящее изобретение имеет многочисленные преимущества. Например, в легочную систему с помощью ингаляторов сухого порошка (ИСП) можно ввести с большой эффективностью большую единичную дозу агента (например, терапевтического агента, профилактического агента, диагностического агента, прогностического агента). Настоящее изобретение использует для доставки в легкие простое недорогое устройство, которое повышает эффективность и минимизирует потери лекарства. Поскольку с помощью способа доставки по настоящему изобретению частота введения дозы может быть снижена, ожидаются улучшения в соблюдении пациентами режимов лечения и профилактики. Доставка в легкие имеет то преимущество, что она может исключить необходимость инъекций. Например, можно избежать потребности в ежедневных инъекциях инсулина. Улучшение свойств самих частиц может также привести к преимуществам в дозировке, когда фактически уменьшается количество агента, необходимого для достижения терапевтического, профилактического, диагностического или прогностического эффекта. Примеры 5-9 раскрывают такой эффект в отношении L-ДОФА (3,4-диоксифенилаланин). Это преимущество в дозировке может привести по меньшей мере к двукратному повышению биологической доступности (например, биологической доступности по уровню в плазме), а также к терапевтическим преимуществам по сравнению с другими способами введения, особенно по сравнению с оральным введением. Более того, сочетание высокоэффективной доставки и преимуществ дозировки усиливает эффективность агента выше известных в настоящее время уровней. Тот факт, что частицы могут быть использованы в качестве носителей для множества агентов, также подчеркивает широкую применимость предлагаемого изобретения.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВ

Фиг.1 представляет график, показывающий зависимость массового среднего геометрического диаметра (МСГД), выраженного в мкм, от давления для микронизованного альбутерол-сульфата (ромбы), высушенного распылительной сушкой альбутерол-сульфата (квадраты) и высушенного распылительной сушкой гормона роста человека (ГРЧ) (треугольники).

Фиг.2А представляет диаграмму, показывающую сравнение среднего геометрического диаметра исходных частиц микронизованного альбутерол-сульфата, высушенного распылительной сушкой альбутерол-сульфата и высушенного распылительной сушкой ГРЧ (левый прямоугольник в каждой паре), измеренного методом RODOS, с диаметром испускаемых из ингалятора частиц при скорости 30 л/мин (правый прямоугольник в каждой паре), измеренным методом IHA.

Фиг.2В представляет диаграмму, показывающую сравнение среднего аэродинамического диаметра исходных частиц микронизованного альбутерол-сульфата и высушенного распылительной сушкой альбутерол-сульфата (левый прямоугольник), измеренного с помощью AeroDispenser, со средним диаметром испускаемых из ингалятора частиц при 30 л/мин (правый прямоугольник), измеренным с помощью AeroBreather.

Фиг.3 представляет диаграмму, показывающую долю мелких частиц (ДМЧ) менее 4,0 мкм в испускаемой дозе при использовании ИСП со скоростью 60 л/мин.

Фиг.4 представляет диаграмму, показывающую сравнение распределений меченых радиоактивностью частиц по размерам, определенным по массе (левый прямоугольник) и гамма-счету (правый прямоугольник).

Фиг.5 представляет диаграмму, показывающую отношение массы, отложенной в легких, к номинальной дозе (ромбы). Среднее отложение для 10 индивидуумов составило 59% (пунктир).

Фиг.6 представляет диаграмму, показывающую сравнение распределений фракций по массе, полученных при значениях веса заполнения 6 мг (левый прямоугольник) и 50 мг (правый прямоугольник).

Фиг.7 представляет диаграмму, показывающую относительное отложение в легких здоровых волонтеров частиц по настоящему изобретению (круги) во всем интервале скоростей дыхательного потока воздуха. Эти значения сравниваются с отложением в легких от ингаляторов сухого порошка (ИСП) (сплошная линия) в том же интервале скоростей дыхательного потока. Для сравнения с ИСП проводили нормирование данных, принимая среднюю эффективность отложения частиц по настоящему изобретению за 1,0 (пунктирная линия). Средняя эффективность отложения массы в легких, отнесенная к номинальной дозе частиц по настоящему изобретению, составляет 59%, как представлено на фиг.5.

Фиг.8 представляет график зависимости концентрации L-ДОФА в плазме от времени после орального или легочного введения (нормировка к дозе 8 мг).

Фиг.9 представляет график зависимости концентрации кетопрофена в плазме от времени для групп с оральным и легочным введением.

Фиг.10 представляет график зависимости концентрации кетопрофена в плазме от времени для группы с оральным введением.

Фиг.11 показывает зависимость концентрации кетопрофена в плазме от времени для группы с легочным введением.

Фиг.12 представляет график, показывающий зависимость геометрического диаметра, определенного методом RODOS, от давления для различных порошковых составов, включающих L-ДОФА.

Фиг.13А и фиг.13В представляют результаты высокоэффективной жидкостной хроматографии (ВЭЖХ), показывающие выделение L-ДОФА из порошков (фиг.13А) в сравнении с контрольным образцом (фиг.13В).

Фиг.14А показывает уровни L-ДОФА в плазме после легочного и орального введения.

Фиг.14В показывает уровни L-ДОФА в плазме после легочного, орального и внутривенного введения.

Фиг.15А и 15В показывают влияние соответственно орального и легочного введения L-ДОФА на выполнение функциональной «задачи ориентации» в крысиной модели болезни Паркинсона.

Фиг.16А и 16В показывают влияние соответственно орального и легочного введения L-ДОФА на выполнение функциональной «задачи взбадривания» в крысиной модели болезни Паркинсона.

Фиг.17А и 17В показывают влияние соответственно орального и легочного введения L-ДОФА на выполнение функциональной задачи акинеза в крысиной модели болезни Паркинсона.

Фиг.18 показывает влияние оральной и легочной доставки L-ДОФА на функциональное вращение в крысиной модели болезни Паркинсона.

Фиг.19 показывает результаты провокационной пробы с введением метахолина в модели морских свинок в течение 24-часового периода после лечения составами с Салметеролом (Salmeterol) [F-1 (0,5), зачерненные ромбы; F-1 (1,0), зачерненные квадраты; F-1 (2,0), зачерненные треугольники] в сравнении с Серевентом (Serevent^®) [SX-1 (0,5), крестики и SX-2 (1,0), незаполненные кружки].

Фиг.20 показывает результаты провокационной пробы с введением метахолина в модели морских свинок в течение 24-часового периода после лечения составами с Салметеролом (Salmeterol) [F-2 (0,5), зачерненные ромбы; F-2 (1,0), зачерненные квадраты; F-2 (2,0), зачерненные треугольники] в сравнении с Северентом (Serevent^®) [SX-1 (0,5), крестики и SX-2 (1,0), незаполненные кружки].

СВЕДЕНИЯ, ПОДТВЕРЖДАЮЩИЕ ВОЗМОЖНОСТЬ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Признаки и другие детали настоящего изобретения, либо как этапы изобретения, либо как комбинация частей изобретения, далее будут описаны более подробно со ссылкой на сопровождающие чертежи и указаны в формуле изобретения. Будет понятно, что конкретные примеры осуществления изобретения приведены для иллюстрации и не являются примерами, ограничивающими изобретение. Существенные признаки изобретения могут быть применены в различных вариантах осуществления без выхода за границы охвата изобретения. Эта заявка связана также с заявкой на патент США №09/665252 (регистрационный №2685.1009-000 в реестре патентного поверенного), озаглавленной «Pulmonary Delivery in Treating Disorders of the Central Nervous System», зарегистрированной 19 сентября 2000 г., и с являющейся частичным ее продолжением (заявкой) с такими же названием и авторами (№2685.1009-001 в реестре патентного поверенного), зарегистрированной той же датой, что и настоящее изобретение. Все положения указанных заявок включены в настоящее описание во всей их полноте ссылкой на них.

Настоящее изобретение относится к способам доставки в легочную систему частиц, подлежащих такой доставке. Изобретение относится также к пригодным для вдыхания композициям, которые содержат частицы-носители и которые могут быть доставлены в легочную систему.

В одном из вариантов осуществления частицы по настоящему изобретению содержат агент. В том смысле, как он использован здесь, термин «агент» включает терапевтические агенты, профилактические агенты, диагностические агенты и прогностические агенты, но не ограничивается ими. Изобретение относится также к агентам, которые сами по себе представляют собой частицы, доставляемые этим способом. В зависимости от предназначенного использования, агент может быть в форме (но не ограничивается этими формами) сухого порошка (например, порошка твердых частиц), частиц (таких, как микронные частицы, субмикронные частицы, частицы нанометрового размера, липосомы, микросферы, микрочастицы, мицеллы и шарики, но не ограничиваясь этими типами), кристаллов, жидкого раствора, суспензии или эмульсии. Термин «агент» включает биологически активные агенты. В том смысле, как он использован здесь, термин «биологически активный» относится к агенту, воздействующему на живой организм, например на млекопитающее и в особенности на человека. Агенты в форме частиц или порошков твердых частиц могут быть приготовлены размолом, фильтрованием, выпариванием, экстрагированием и распылительной сушкой, а также другими методами, известными специалистам в данной области. В одном из осуществлении агент является некристаллическим, например, агент не имеет кристаллической структуры или не представляет собой кристаллы.

Некоторые примеры подходящих биологически активных агентов включают лекарства (например, гидрофобные лекарства, гидрофильные лекарства), фармацевтические составы, витамины, фармацевтические адъюванты, белки, пептиды, полипептиды, гормоны, аминокислоты, нуклеиновые кислоты, вакцинные составы, инактивированные вирусы, фосфолипиды, поверхностно-активные вещества и любые их комбинации. Другие примеры агентов включают синтетические соединения, неорганические соединения и органические соединения.

Настоящее изобретение относится также к приготовлению уникальных частиц распылительной сушкой. Уникальные свойства частиц, которые обеспечивают их превосходную вдыхаемость, текучесть и диспергируемость, сохраняются в любом из следующих случаев:

(1) если агент представляет собой часть распылительно высушиваемой предварительной смеси и после этого включается в частицы,

(2) если агент добавляется к отдельно приготовленным частицам, так что агент налипает на частицы или находится в химической ассоциации с частицами, или

(3) если агент готовится так, что он смешан с частицами и доставляется совместно с частицами.

Химическая ассоциация включает (но не ограничивается ими) ионные взаимодействия, притяжение заряженных частиц и/или агента, диполь-дипольные взаимодействия, силы Ван-дер-Ваальса, ковалентные взаимодействия, адсорбцию и образование водородных связей.

В отличие от частиц, известных до настоящего времени в данной области, сухие частицы по настоящему изобретению являются универсальными. Например, частицы по настоящему изобретению могут заключать в себе агент, нести агент или совместно доставлять агент или его любую комбинацию. В одном из примеров осуществления совместно доставляемые частицы могут быть описаны как эскорт, который сопровождает по меньшей мере один агент к необходимому месту отложения в легких. Например, лактоза является разрешенным к применению, коммерчески доступным носителем. Однако лактозу нельзя эффективно доставить в толщу легких. Частицы по настоящему изобретению проникают в толщу легких и способны эскортировать, сопровождать или совместно доставлять необходимый агент к необходимому месту его отложения. Здесь приводятся несколько примеров. В этом отношении частицы по настоящему изобретению, если они используются как носители, имеют преимущества перед другими носителями, включая лактозу, и предоставляют такие возможности, какие те не предоставляют.

Частицы по настоящему изобретению способны нести неожиданно высокие загрузки агента. Частицы по настоящему изобретению могут также быть в высокой степени диспергированы и способны адресованно направляться в определенные области дыхательной системы. Используемые в способах по настоящему изобретению композиции, содержащие сухие частицы, несущие неожиданно высокие загрузки агента, также способны адресованно направляться в определенные области дыхательной системы, например в верхние дыхательные пути, центральные дыхательные пути и/или в толщу легких.

Учитывая индивидуальные свойства частиц по настоящему изобретению и агента, можно оптимизировать композиции для успешного введения в легкие. Композиции, содержащие легко диспергируемые частицы, могут по желанию включать дополнительные частицы и/или агенты. Понятно, что композиции, содержащие частицы по настоящему изобретению, содержат частицы с агентом или без него. Если агент присутствует, он может, наряду с другими особенностями, быть (1) включенным внутрь частиц, (2) адсорбированным, адгезированным или находиться в химической ассоциации с частицами и/или (3) смешанным таким образом, что агент смешан и совместно доставляется вместе с частицами.

Как здесь описано, композиции, содержащие частицы по настоящему изобретению, особенно легко диспергируемые частицы, как они определены здесь, могут дополнительно содержать агент. В одном из вариантов осуществления композиции, содержащие частицы по настоящему изобретению, содержат по меньшей мере один дополнительный агент. Как указывается, композиции, содержащие частицы по настоящему изобретению, могут содержать агент заключенным в частицы, нести агент на частицах и/или совместно доставлять агент или любые его комбинации. Примеры агентов включают, но не ограничиваются ими, терапевтические агенты, профилактические агенты, диагностические агенты и прогностические агенты. Подходящие агенты включают также биологически активные агенты. Некоторые примеры подходящих биологически активных агентов включают (но не ограничиваются ими) лекарства (например, гидрофобные лекарства, гидрофильные лекарства), фармацевтические составы, витамины, фармацевтические адъюванты, белки, пептиды, полипептиды, гормоны, аминокислоты, нуклеиновые кислоты, вакцинные составы, инактивированные вирусы, легочные поверхностно-активные вещества и любые их комбинации. Другие примеры включают синтетические соединения, неорганические соединения и органические соединения, белки и пептиды, полисахариды и другие сахара, липиды и нуклеотидные последовательности ДНК и РНК, имеющие терапевтическую, профилактическую, диагностическую и/или прогностическую активность. Последовательности нуклеиновых кислот включают гены, антисмысловые молекулы, которые связываются с комплементарной ДНК, ингибируя транскрипцию, и рибозимы. Лекарства включают гидрофобные и гидрофильные лекарства.

Агенты, включая агенты, включенные внутрь частиц, адгезированные на частицах, находящиеся в химической ассоциации с частицами, и/или смешанные и совместно доставляемые с частицами по настоящему изобретению, могут иметь разнообразные биологические активности. Такие агенты включают, но не ограничиваются ими, сосудоактивные агенты, нейроактивные агенты, гормоны, антикоагулянты, иммуномодулирующие агенты, цитотоксические агенты, профилактические агенты, антибиотики, антивирусные агенты, антисмысловые агенты, антигены и антитела, такие как, например, моноклональные антитела, например palivizumab (Medimmune, Gaithesberg, MD). В некоторых случаях белки могут быть антителами или антигенами, которые иначе для достижения соответствующего результата должны были бы быть введены путем инъекции. Могут быть инкапсулированы соединения с широким диапазоном значений молекулярного веса, например, от 100 до 500000 дальтон. Белки здесь определены как содержащие 100 и более аминокислотных остатков, а пептиды - как содержащие менее 100 аминокислотных остатков. Если не определено иное, термин «белок» относится и к белкам, и к пептидам. Примеры включают инсулин и другие гормоны. Могут быть введены также полисахариды, такие как гепарин.

Частицы, особенно описанные здесь легко диспергируемые частицы, могут включать биологически активный агент, пригодный для лечения при системном введении. В качестве альтернативы, частицы могут включать биологически активный агент либо для местной доставки в легкие, такой как, например, агенты для лечения астмы, эмфиземы или кистозного фиброза, или же для системного лечения. Например, могут вводиться гены для лечения таких болезней, как кистозный фиброз, а также могут вводиться бета-агонисты для лечения астмы. Другие биологически активные агенты включают, но не ограничиваются ими, гормон роста (например, гормон роста млекопитающих, в особенности гормон роста человека); интерлейкины; инсулин; кальцитонин; гормон, высвобождающий лютеинизирующий гормон ("LHRH"), или гормон, высвобождающий гонадотропин ("GTRH"), и его аналоги (например, леопролид); фактор, стимулирующий образование колоний гранулоцитов ("G-CSF"); пептид, родственный паратироидному гормону; соматостатин; тестостерон; прогестерон; эстрадиол; никотин; фентанил; норэтистерон; кпонидин; скополамин; салицилат; кромолин натриевый, салметерол; форметерол; ипратропия бромид; альбутерол (в том числе альбутерол-сульфат), флутиказон, валиум; альпразолам и леводофа (L-ДОФА). Другие подходящие терапевтические и/или профилактические агенты включают (но не ограничиваются ими) агенты, перечисленные в патенте США №5875776 и заявке на патент США №09/665252, зарегистрированной 19 сентября 2000 г. (реестр патентных поверенных №2685.1009-000), все положения которых включены в настоящее описание ссылкой на них. Терапевтические агенты, имеющие заряд, такие как большинство белков, включая инсулин, могут вводиться в виде комплекса заряженного агента с молекулой противоположного заряда. Предпочтительно молекула противоположного заряда является заряженным липидом или противоположно заряженным белком. Частицы могут включать вещества, такие как липиды, которые обеспечивают постепенное высвобождение малых и крупных молекул. Добавление таких комплексов или веществ применимо для частиц любого размера и любой формы, и особенно полезно для изменения скорости высвобождения терапевтических агентов из вдыхаемых частиц.

Любой из множества диагностических и/или прогностических агентов может быть заключен внутрь легко диспергируемых частиц, которые после введения пациенту могут локально или системно доставить включенные агенты. В качестве альтернативы, легко диспергируемые частицы по настоящему изобретению могут быть носителями диагностических и/или прогностических агентов, эти агенты могут быть адгезированы на таких частицах, химически ассоциированы с такими частицами и/или могут совместно доставляться с такими частицами. Детектирование заключающих диагностические агенты частиц может осуществляться с помощью имеющихся в данной области стандартных методов и имеющегося в продаже оборудования.

В одном из примеров осуществления композиция, содержащая частицы по настоящему изобретению, дополнительно содержит диагностический и/или прогностический агент. Диагностический и/или прогностический агент может содержать метку, в том числе (но не ограничиваясь этим) радиоизотопную метку, эпитопную метку, аффинную метку, спиновую метку, ферментную метку, флуоресцентную группу и хемилюминесцентную группу. В одном из примеров осуществления метка представляет собой радиоактивный изотоп (радиоизотоп), например ^99mTc. Понятно, что дополнительные метки хорошо известны в данной области знания и охватываются настоящим изобретением.

Любой биосовместимый или фармакологически приемлемый газ может, например, быть заключен в частицы или захвачен порами частиц с помощью методов, известных специалистам в данной области. Термин «газ» относится к любому соединению, которое является газом или способно образовывать газ при температуре, при которой осуществляется интраскопия. В одном из примеров осуществления удержание газа в частицах улучшается путем формирования вокруг частиц непроницаемого для газа барьера. Такие барьеры хорошо известны специалистам в данной области.

Другие агенты для интраскопии, которые могут быть здесь использованы, включают коммерчески доступные агенты, которые используются в позитронной эмиссионной томографии (ПЭТ), компьютерной томографии (КГ), компьютеризованной томографии с эмиссией одиночных фотонов, интраскопии с помощью рентгеновского излучения и флюороскопии и интраскопии с помощью магнитного резонанса (МРИ).

Примеры подходящих материалов для использования в МРИ в качестве контрастирующих агентов включают хелаты гадолиния, такие как диэтилен-триамин-пентауксусная кислота (ДТПК) и гадопентотат-димеглюмин, а также железо, магний, марганец, медь и хром.

Примеры материалов, пригодных для КГ и рентгеноскопии, включают материалы для внутривенного введения на основе йода, такие как ионные мономеры, типичными представителями которых являются диатризоат и иоталамат, неионные мономеры, такие как иопамидол, изогексол и иоверзол, неионные димеры, такие как иотрол и иодиксанол, и ионные димеры, например иоксагалт.

Агенты включают также адресные молекулы, которые могут быть прикреплены к частицам посредством реакционноспособных функциональных групп на частицах. Адресные молекулы обеспечивают связывающее взаимодействие частицы со специфическими рецепторными участками, такими как рецепторные участки в легких. Адресование частиц может быть осуществлено путем прикрепления лигандов, которые специфически или неспецифически связываются с конкретными мишенями. Примеры адресующих молекул включают антитела (например, антитела поликлональные сывороточные, моноклональные, химерные, приближенные к человеческим, человеческие) и их фрагменты (например, Fab, Fab', F(ab')₂, Fv), в том числе варьируемые участки антител, пектины и гормоны или иные органические молекулы, способные к специфическому связыванию, например, с рецепторами на поверхности клеток-мишеней.

Агенты и в особенности биологически активные агенты могут также включать поверхностно-активные вещества, такие как поверхностно-активные вещества, эндогенные для легких. И природные, и синтетические легочные поверхностно-активные вещества охватываются данным изобретением.

Способы по настоящему изобретению относятся также к введению в респираторный тракт индивидуума частиц и/или композиций, содержащих частицы по настоящему изобретению, которые могут быть заключены в резервуаре. Как здесь описано в некоторых вариантах осуществления, изобретение направлено на получение способов доставки частиц по настоящему изобретению, тогда как в других вариантах осуществления изобретение направлено на получение способов доставки пригодных к вдыханию композиций, содержащих частицы по настоящему изобретению. В том смысле, как он использован здесь, термин «резервуар» включает (но не ограничивается ими), например, капсулу, блистер, покрытые пленкой контейнерную ячейку, камеру и другие подходящие способы хранения частиц, порошка или пригодной для вдыхания смеси в ингаляторном устройстве, известные специалистам в данной области.

В предпочтительном примере осуществления резервуар используется в ингаляторе сухих порошков. Примеры ингаляторов сухих порошков, которые могут быть применены в способах по настоящему изобретению, включают (но не ограничиваются ими) ингаляторы, раскрытые в патентах США №№4995385 и 4069819, Spinhalet^® (Fisons, Loughborough, U.K.), Rotahaler^® (Glaxo-Wellcome, Research Triangle Technology Park, North Carolina), FlowCaps^® (Hovione, Loures, Portugal), Inhalator^® (Boehringer-lngelheim, Germany), Aerolizer^® (Novartis, Switzerland), Diskhaler (Glaxo-Wellcome, RTP, NC) и другие, известные специалистам в данной области. В одном из примеров осуществления использованный ингалятор описан в заявке на патент США, озаглавленной "Inhalation Device and Method", авторы Edwards D.A. и др., зарегистрированной 16 апреля 2001 г., реестр патентных поверенных №00166.0109.US00. Полное содержание этой заявки включено в настоящее описание ссылкой на нее.

В одном из примеров осуществления объем резервуара составляет по меньшей мере приблизительно 0,37 см³. В другом примере осуществления объем резервуара составляет по меньшей мере приблизительно 0,48 см³. Еще в одном примере осуществления использованы резервуары, имеющие объем по меньшей мере приблизительно 0,67 см³ или 0,95 см³. Изобретение имеет также целью получение резервуаров, которые являются капсулами, например капсулами, имеющими конкретный размер, такой как 2, 1,0, 00 или 000. Подходящие капсулы могут быть получены, например, от фирмы Shionogi (Rockville, MD). Блистеры могут быть получены, например, от фирмы Hueck Foils (Wall, NJ). Другие резервуары и другие их размеры, пригодные для использования в предлагаемом изобретении, известны специалистам в данной области.

Резервуар заключает в себе или хранит частицы и/или пригодные к вдыханию композиции, содержащие частицы. В одном из примеров осуществления частицы и/или пригодные к вдыханию композиции, содержащие частицы, находятся в виде порошка. Резервуар заполнен частицами и/или пригодными к вдыханию композициями, содержащими частицы, как это известно в данной области. Например, могут быть использованы методы вакуумного заполнения или набивки.

Обычно заполнение резервуара порошком может быть осуществлено известными в данной области методами. В одном из примеров осуществления изобретения частицы, порошок или пригодная к вдыханию композиция, заключенные или хранящиеся в резервуаре, имеют массу по меньшей мере приблизительно 5 мг. Предпочтительно масса частиц или пригодных к вдыханию композиций, хранящихся или заключенных в резервуаре, составляет по меньшей мере приблизительно 10 мг.

В одном из примеров осуществления изобретения резервуар заключает в себе массу частиц, в особенности массу легко диспергируемых частиц, как они описаны здесь. Масса частиц содержит номинальную дозу агента. В том смысле, как он использован здесь, термин «номинальная доза» означает полную массу агента, который находится в массе частиц в резервуаре и представляет собой максимальное количество агента, которое может быть введено в одном вдохе.

Частицы и/или пригодные к вдыханию композиции, содержащие частицы, хранятся или заключены в резервуарах и вводятся в респираторный тракт индивидуума. В том смысле, как он использовано здесь, термин «введение» частиц и/или пригодных к вдыханию композиций относится к внесению частиц в респираторный тракт индивидуума.

Как описано здесь в одном из примеров осуществления, изобретение направлено на получение пригодной к вдыханию композиции, содержащей частицы-носители и агент. В другом примере осуществления изобретение относится к способу доставки пригодной к вдыханию композиции, содержащей частицы-носители и агент. В том смысле, как он использован здесь, термин «частица-носитель» относится к частицам, которые могут содержать или могут не содержать агент и являются вспомогательными в доставке агента в респираторную систему индивидуума, например, повышая стабильность, диспергируемость, улучшая аэрозолизацию, консистенцию и/или объемные характеристики агента. Очевидно, что в определенных осуществлениях частицы по настоящему изобретению являются частицами-носителями, которые пригодны к доставке их в респираторный тракт индивидуума.

В одном из примеров осуществления изобретение направлено на получение пригодной к вдыханию композиции, которая получена гомогенизацией или смешиванием частиц-носителей (без агента) с композицией, содержащей агент. Эта пригодная к вдыханию композиция может быть затем введена в респираторный тракт индивидуума. В другом примере осуществления пригодная к вдыханию композиция доставляется в респираторный тракт индивидуума, например, путем использования ингаляторного устройства для сухого порошка. В одном из примеров осуществления пригодная к вдыханию композиция содержит композицию, которая включает агент, находящийся в виде микронизованных частиц (например, субмикронных частиц).

В примерах осуществления, где частицы по настоящему изобретению являются частицами-носителями, которые вводятся совместно с агентом, частицы-носители предпочтительно улучшают доставку агента в респираторную систему индивидуума (например, в верхние дыхательные пути, нижние дыхательные пути, толщу легких). В одном из примеров осуществления частицы по настоящему изобретению представляют собой частицы-носители, которые вводятся совместно с агентом и улучшают равномерную доставку агента в определенную область респираторной системы индивидуума (например, в верхние дыхательные пути, в средние дыхательные пути или предпочтительно в толщу легких). Совместное введение частиц-носителей вместе с агентом может также способствовать снижению фагоцитоза агента макрофагами (например, макрофагами альвеол) и/или повышению способности агента к диспергированию и аэрозолизации (например, путем уменьшения агрегации или слипания частиц).

Как описано здесь, частицы и пригодные к вдыханию композиции, содержащие частицы по настоящему изобретению, могут по желанию включать поверхностно-активное вещество такое как поверхностно-активное вещество, эндогенное по отношению к легким. Описанные здесь частицы и пригодные к вдыханию композиции, содержащие частицы по настоящему изобретению, предпочтительно являются также биодеструктируемыми и биосовместимыми, и по желанию способны влиять на биодеструктируемость и/или скорость доставки совместно вводимого агента.

Как описано здесь, частицы, в том числе частицы-носители, содержащиеся в описанных здесь пригодных к вдыханию композициях, предпочтительно являются «аэродинамически легкими». Как описано ниже, термин «аэродинамически легкие» относится к частицам, имеющим плотность заполнения менее 0,4 г/см³. В одном из примеров осуществления частицы-носители имеют плотность заполнения, близкую или меньшую, чем приблизительно 0,1 г/см³. Дополнительные описания плотности заполнения и методов измерения плотности заполнения более детально приведены ниже.

В одном из примеров осуществления частицы, в том числе частицы-носители, содержащиеся в описанных здесь пригодных к вдыханию композициях, предпочтительно имеют массовый средний геометрический диаметр (МСГД), превышающий приблизительно 5 мкм. В других примерах осуществления частицы имеют МСГД, превышающий приблизительно 5 мкм и достигающий приблизительно 30 мкм или же находящийся в интервале от приблизительно 10 мкм до приблизительно 30 мкм. Дополнительные описания МСГД и методов вычисления МСГД более детально приведены ниже.

Понятно, что частицы и/или пригодные к вдыханию композиции, содержащие частицы по настоящему изобретению, которые могут быть введены в респираторный тракт индивидуума, могут по желанию включать фармацевтически приемлемые носители, хорошо известные в данной области. Термин «фармацевтически приемлемый носитель», как он использован здесь, относится к носителю, который может быть введен в респираторную систему пациента без каких-либо существенных побочных токсических эффектов. Подходящие фармацевтически приемлемые носители включают носители, обычно используемые для ингаляционной терапии (например, лактозу), и включают фармацевтически приемлемые носители в виде жидкости (например, физиологического солевого раствора) или порошка (например, порошка гранул). В одном из примеров осуществления фармацевтически приемлемый носитель представляет собой частицы, имеющие средний диаметр в интервале от приблизительно 50 мкм до приблизительно 200 мкм, и, в частности, частицы лактозы в этом диапазоне размеров. Понятно, что специалисты в данной области могут без труда определить подходящие фармацевтически приемлемые носители для использования во введении, сопровождении и/или совместной доставке частиц по настоящему изобретению.

В одном из примеров осуществления изобретения частицы и/или пригодные к вдыханию композиции, содержащие частицы, вводятся в одном активируемом вдохом этапе. Фразы «активированный вдохом» и «приводимый в действие вдохом», как они использованы здесь, используются как взаимозаменяющие. В том смысле, как он использован здесь, термин «один активируемый вдохом этап» означает, что частицы диспергируются и вдыхаются в одном этапе. Например, в ингаляционных устройствах с одноэтапной, активируемой вдохом ингаляцией энергия вдоха индивидуума и диспергирует частицы, и переносит их в ротовую или носоглоточную полость. Подходящие ингаляторы, представляющие собой одноэтапные, приводимые в действие вдохом ингаляторы, которые могут быть применены в способах по настоящему изобретению, включают (но не ограничиваются ими) простые ингаляторы сухого порошка, раскрытые в патентах США №№4995385 и 4069819, Spinhalet^® (Fisons, Loughborough, U.K.), Rotahaler^® (Glaxo-Wellcome, Research Triangle Technology Park, North Carolina), FlowCaps^® (Hovione, Loures, Portugal), Inhalator^® (Boehringer-lngelheim, Germany), Aerolizer^® (Novartis, Switzerland), Diskhaler (Glaxo-Wellcome, RTP, NC) и другие, известные специалистам в данной области. В одном из примеров осуществления использованный ингалятор описан в заявке на патент США, озаглавленной "Inhalation Device and Method", авторы Edwards D.A. и др., зарегистрированной 16 апреля 2001 г., реестр патентных поверенных №00166.0109.US00. Полное содержание этой заявки включено в настоящее описание ссылкой на нее.

Введение «в одном вдохе» может включать одноэтапное активируемое вдохом введение, но может также включать введение, при котором частицы, пригодные к вдыханию композиции, или порошки вначале диспергируются, после чего производится ингаляция или вдыхание диспергированных частиц, пригодных к вдыханию смесей или порошков. В последнем способе введения частицы диспергируются с помощью дополнительной энергии, прибавляемой к энергии, обеспечиваемой вдохом индивидуума. Примером ингалятора «одного вдоха», который использует дополнительную энергию, кроме энергии, даваемой вдохом пациента, является устройство, описанное в патенте США №5997848, выданном Patton и др. 7 декабря 1999, все содержание которого включено в настоящее описание ссылкой на него.

В предпочтительном примере осуществления резервуар, заключающий в себе частицы, пригодные к вдыханию композиции, содержащие частицы, или порошок, опустошается за один активируемый вдохом этап. В другом предпочтительном примере осуществления резервуар, заключающий в себе частицы, опустошается за один вдох. В том смысле, как он использован здесь, термин «опустошается» означает, что по меньшей мере 50% массы частиц, заключенных в резервуаре, испускается из ингалятора в ходе введения частиц в респираторную систему индивидуума.

В предпочтительном примере осуществления изобретения вводимые частицы способны легко диспергироваться. Фраза «легко диспергируемые частицы или порошки», как она использована здесь, относится к частицам или порошкам, которые могут быть диспергированы диспергатором сухих порошков RODOS (или эквивалентным устройством), так что при давлении около 1 бар частицы сухого порошка испускаются из сопла RODOS с геометрическим диаметром, измеренным с помощью HELOS или другой системы лазерной дифракции, примерно в 1,5 раза превышающим геометрический размер частиц, измеренный при давлении 4 бар (4·10⁵Па). Легко диспергируемые порошки имеют низкую тенденцию к агломерации, агрегации или слипанию с образованием комков и/или в том случае, когда они агломерировали, агрегировали или слиплись с образованием комков, легко диспергируются или деагломерируются, когда они испускаются из ингалятора и вдыхаются индивидуумом. Обычно легко диспергируемые частицы, пригодные для способов по настоящему изобретению, очень слабо агрегируют в сравнении со стандартными микронизованными порошками, которые имеют сходный аэродинамический диаметр и пригодны для доставки в легочную систему. Свойства, улучшающие диспергируемость, включают, например, заряд частиц, шероховатость поверхности, химические свойства поверхности и относительно большие значения геометрического диаметра. В одном из примеров осуществления благодаря тому, что силы притяжения между частицами порошка обратно пропорциональны квадрату геометрического диаметра, а сила сдвига, испытываемая частицей, увеличивается пропорционально квадрату геометрического диаметра, легкость диспергируемости порошка по порядку величины представляет собой обратное значение геометрического диаметра в четвертой степени. Увеличение размера частиц ослабляет силы межчастичного слипания (Visser J. //Powder Technology. 1989. Т.58. С.1-10). Таким образом, большой размер частиц, все другие эквивалентные обстоятельства, повышают эффективность аэрозольного введения в легкие частиц с низкой плотностью упакованной массы. Увеличенные нерегулярность и шероховатость поверхности также могут повышать диспергируемость частиц. Шероховатость поверхности может быть охарактеризована, например, складчатостью.

Частицы предпочтительно являются биодеструктируемыми и биосовместимыми и по желанию могут быть способны к биодеструкции с контролируемой скоростью для доставки терапевтического, профилактического, диагностического агента или прогностического агента. В дополнение к агенту, предпочтительно биологически активному агенту, частицы могут дополнительно содержать разнообразные материалы. Могут быть использованы как неорганические, так и органические материалы. Например, могут быть использованы керамические материалы. Для получения аэродинамически легких частиц могут использоваться также жирные кислоты. Другие подходящие материалы включают (но не ограничиваются ими) аминокислоты, желатин, полиэтиленгликоль, трегалозу, лактозу и декстран. Предпочтительные композиции с частицами дополнительно описаны ниже. В одном из примеров осуществления частицы по настоящему изобретению являются неполимерными. В другом примере осуществления пригодные к вдыханию композиции включают частицы-носители, которые являются неполимерными.

В одном из примеров осуществления изобретения частицы, вводимые в респираторный тракт индивидуума, имеют плотность заполнения ниже, чем приблизительно 0,4 г/см³. Частицы, имеющие плотности заполнения ниже, чем примерно 0,4 г/см³, называются здесь «аэродинамически легкими». Плотность заполнения - это характеризующая частицу мера плотности упакованной массы. Плотность упакованной массы частицы статистически изотропной формы определяется как масса частицы, разделенная на минимальный объем упаковывающей сферы, внутри которого она может быть заключена. В понижение плотности заполнения могут вносить вклад такие свойства, как нерегулярная текстура поверхности и пустотелая или пористая структура.

Плотность заполнения может быть измерена с помощью известных специалистам в данной области инструментов, таких как контролируемый микропроцессором измеритель плотности заполнения с двойной платформой (Dual Platform Microprocessor Controlled Tap Density Tester) (Vankel, NC). Плотность заполнения является стандартной мерой плотности упакованной массы. Плотность заполнения может быть определена с помощью метода, описанного в Фармакопее США: USP Bulk Density and Tapped Density, United States Pharmacopia convention, Rockville, MD, 10^th Supplement. 1999. С.4950-4951. В другом примере осуществления частицы имеют массовый средний геометрический диаметр (МСГД), превышающий приблизительно 5 мкм и предпочтительно близкий или превышающий приблизительно 10 мкм. В одном из примеров осуществления частицы имеют МСГД, превышающий приблизительно 5 мкм и простирающийся до приблизительно 30 мкм. В другом примере осуществления частицы имеют МСГД в интервале от приблизительно 10 мкм до приблизительно 30 мкм.

В одном из примеров осуществления композиции, содержащие частицы по предлагаемому изобретению, имеют динамическую объемную плотность 0,1 г/см³ или выше, а плотность заполнения, менее чем приблизительно 0,4 г/см³. В предпочтительном примере осуществления частицы имеют динамическую объемную плотность более 0,1 г/см³, а плотность заполнения близкую или меньшую, чем приблизительно 0,1 г/см³.

МСГД частиц может быть измерен с помощью прибора, чувствительного к электрической зоне (electrical zone sensing instrument), такого как Coulter Multisizer IIe (Coulter Elecronics, Luton, Beds, England), или прибора на основе лазерного рассеяния (например, Helos, Sympatec, Inc., Princeton, New Jersey). Диаметр частиц в образце варьируется в зависимости от таких факторов, как состав частиц и способы синтеза. Распределение размеров частиц в образце может быть выбрано таким, чтобы обеспечить оптимальное отложение в намеченных местах в респираторном тракте.

Пригодные для использования в предлагаемом изобретении аэродинамически легкие частицы могут быть изготовлены или разделены, например, с помощью фильтрования или центрифугирования, чтобы получить образец частиц с предварительно выбранным распределением размеров. Например, более 30%, 50%, 70% или 80% частиц в образце могут иметь диаметр в выбранном диапазоне - по меньшей мере 5 мкм. Выбранный диапазон, внутрь которого должен попадать определенный процент частиц, может быть, например, между 5 и 30 мкм, или по желанию между 5 и 15 мкм. В одном из примеров осуществления по меньшей мере часть частиц имеет диаметр между приблизительно 9 и 11 мкм. По желанию может быть также изготовлен образец частиц, в котором по меньшей мере 90% или по желанию 95% или 99% частиц имеют диаметр в выбранном интервале. Наличие в образце большей доли аэродинамически легких частиц с большим диаметром (по меньшей мере приблизительно 5 мкм) улучшает доставку терапевтических, профилактических, диагностических или прогностических агентов, которые включены внутрь частиц, переносятся вместе с частицами, адгезированы на поверхности частиц, адсорбированы на поверхности частиц и/или совместно с частицами доставляются в толщу легких.

В одном из примеров осуществления среднеквадратичное отклонение может составлять 2 мкм, со средним диаметром, например, между приблизительно 7,5 и 13,5 мкм. Так, например, от приблизительно 30% до 40% частиц могут иметь диаметр в выбранном диапазоне. Предпочтительно, чтобы указанный процент частиц имел значения диаметра между величинами, различающимися на 1 мкм, например, между 6,0 и 7,0 мкм, 10,0 и 11,0 мкм или между 13,0 и 14,0 мкм.

В дальнейшем осуществлении частицы имеют аэродинамический диаметр в диапазоне от приблизительно 1 мкм до приблизительно 5 мкм. Аэродинамический диаметр d_aer может быть рассчитан из уравнения:

d_aer=d_g√ρt_ap

где d_g - геометрический диаметр (например, МСГД), а ρ - плотность порошка.

Экспериментально аэродинамический диаметр может быть определен методом гравитационного осаждения, при этом для того, чтобы прямо получить аэродинамический диаметр частиц, используется время, за которое совокупность частиц седиментирует на определенное расстояние. Косвенным методом измерения массового среднего аэродинамического диаметра (МСАД) является многоступенчатый жидкостный импингер (МСЖИ).

В одном из примеров осуществления частицы по настоящему изобретению имеют динамическую объемную плотность больше, чем 0,1 г/см³.

В еще одном из примеров осуществления изобретения по меньшей мере 50% массы частиц, хранящихся в резервуаре, доставляются в респираторный тракт индивидуума в одном активируемом вдохом этапе. Предпочтительно доставляется по меньшей мере 55% массы частиц.

В другом примере осуществления изобретения введением в одном вдохе частиц, упакованных в резервуаре, в респираторный тракт индивидуума доставляется по меньшей мере 5 мг и предпочтительно по меньшей мере 7 мг или по меньшей мере 10 мг агента, предпочтительно биологически активного агента. Могут быть доставлены количества по меньшей мере 15, предпочтительно по меньшей мере 20 и более предпочтительно по меньшей мере 25, 30, 35, 40 и 50 мг. В предпочтительном примере осуществления доставляются количества по меньшей мере 35 мг. В другом предпочтительном примере осуществления доставляются количества по меньшей мере 50 мг.

Частицы, вводимые в респираторный тракт индивидуума, доставляются в легочную систему. Частицы, пригодные для применения в способах по настоящему изобретению, могут проникать через верхние дыхательные пути (ротовая часть глотки и гортань), нижние дыхательные пути, которые включают трахею и следующие за ней ветвления в бронхи и бронхиоли, и через оконечные бронхиоли, которые в свою очередь разделяются на дыхательные бронхиоли, которые ведут в самую отдаленную дыхательную зону, в альвеоли или в толщу легкого. В одном из примеров осуществления изобретения основная часть массы частиц отлагается в толщу легких. В другом примере осуществления доставка происходит в верхние дыхательные пути.

Частицы, пригодные для применения в предлагаемом изобретении, могут быть изготовлены из соответствующего материала, иметь подходящие шероховатость поверхности, диаметр и плотность заполнения для локализованной доставки в избранные области респираторного тракта, такие как толща легких, центральные или верхние дыхательные пути. Например, более высокая плотность или частицы большего размера могут использоваться для доставки в верхние дыхательные пути, или же смесь в образце частиц различного размера, изготовленных с одним и тем же или с разными агентами, может быть введена в одном введении с адресованием в различные области легких. С учетом таких факторов, как материал частиц, могут быть сконструированы и изготовлены частицы с временами деструкции и высвобождения от нескольких секунд до нескольких месяцев.

Доставка частиц в легочную систему в одном активируемом вдохом акте улучшается применением частиц, которые диспергируются при относительно низкой энергии, как, например, при значениях энергии, обычно обеспечиваемых дыханием пациента. Такие значения энергии здесь называются «низкими». В том смысле, как он использован здесь, термин «низкоэнергетическое введение» относится к введению, при котором энергия, вносимая для диспергирования и ингаляции частиц, имеет величину, обычно обеспечиваемую индивидуумом в процессе вдыхания.

В одном из примеров осуществления изобретения легко диспергируемые частицы, вводимые индивидууму, содержат биологически активный агент и биосовместимые, предпочтительно биодеструктируемые полимер, сополимер или смесь. Полимеры могут быть направленно сконструированы так, чтобы оптимизировать различные характеристики частиц, в том числе:

i) взаимодействие между агентом, подлежащим доставке, и полимером с целью обеспечения стабилизации агента и сохранения активности при доставке;

ii) скорость деструкции полимера и, таким образом, распределение скорости высвобождения лекарства;

iii) поверхностные характеристики и способности к адресованию путем химической модификации и

iv) пористость частиц.

Для образования частиц могут быть использованы полимеры, обеспечивающие эрозию поверхности (поверхностно эродирующие полимеры). Например, могут быть использованы полиангидриды, такие как поли[(п-карбоксифенокси)гексан-ангидрид] (ПКФГ). Биодеструктируемые полиангидриды описаны в патенте США №4857311. Могут быть также использованы объемно эродирующие полимеры, такие как полимеры на основе полиэфиров, в том числе полиоксикислоты. Например, для образования частиц могут быть использованы полигликолевая кислота (ПГК), полимолочная кислота (ПМК) или их сополимеры. Полиэфир может также содержать заряженную или способную к функционализации группу, такую как аминокислота. В предпочтительном примере осуществления частицы с контролируемым высвобождением могут быть образованы поли(D,L-молочной) кислотой и/или сополимером D,L-молочной кислоты и гликолевой кислоты (ПМГК), которые включают поверхностно-активное вещество, такое как дипальмитоил-фосфатидилхолин (ДПФХ).

Другие полимеры включают полиамиды, поликарбонаты, полиалкилены, такие как полиэтилен, полипропилен, полиэтиленгликоль, полиэтиленоксид, полиэтилентерефталат, поливинильные соединения, такие как поливиниловые спирты, поливиниловые простые эфиры и поливиниловые сложные эфиры, полимеры акриловых и метакриловых кислот, целлюлозы и другие полисахариды, а также пептиды или белки, или сополимеры, или их смеси. Полимеры могут быть отобраны так или могут быть модифицированы так, чтобы они имели подходящие стабильность и скорость деструкции in vivo для различных применений с контролируемым высвобождением лекарства.

Легко диспергируемые частицы могут быть приготовлены из привитых сополимеров на основе функционализованного полиэфира, как описано в работах: Hrkach и др. //Macromolecules. 1995. Т.28. С.4736-4739; Hrkach и др. "Poly(L-lactic acid-co-amino acid) Graft Copolymers: A Class of Functional Biodegradable Biomaterials". //Hydrogets and Biodegradable Polymers for Bioapplications. ACS Symposium Series No. 627. Raphael M. Ottenbrite et al., Eds., American Chemical Society. Chapter 8. 1996. С.93-101.

В предпочтительном примере осуществления изобретения вводятся легко диспергируемые частицы, содержащие биологически активный агент и фосфолипид. Примеры подходящих фосфолипидов включают, наряду с другими, фосфолипиды, перечисленные в упомянутой выше заявке на патент США №09/665252, зарегистрированной 19 сентября 2000 г. Другие подходящие фосфолипиды включают фосфатидилхолины, фосфатидилэтаноламины, фосфатидилглицерины, фосфатидилсерины, фосфатидилинозитолы и их комбинации. Специфические примеры фосфолипидов включают (но не ограничиваются ими) фосфатидилхолины: дипальмитоил-фосфатидилхолин (ДПФХ), дипальмитоил-фосфатидилэтаноламин (ДПФЭ), дистеароил-фосфатидилхолин (ДСФХ), дипальмитоил-фосфатидилглицерин (ДПФГ) и любые их комбинации. Другие фосфолипиды известны специалистам в данной области. В предпочтительном примере осуществления фосфолипиды являются естественными (эндогенными) для легких.

Фосфолипид может присутствовать в частицах в количестве, находящемся в интервале от приблизительно 0 до приблизительно 90 мас.%. Чаще он может присутствовать в частицах в количестве, находящемся в интервале от приблизительно 10 до приблизительно 60 мас.%.

В другом примере осуществления изобретения фосфолипиды или их комбинации выбраны таким образом, чтобы придать легко диспергируемым частицам способность к контролируемому высвобождению. Температура фазового перехода специфического фосфолипида может быть ниже, вблизи или выше физиологической температуры тела пациента. Предпочтительные значения температуры фазового перехода находятся в интервале от 30°С до 50°С (например, в пределах интервала ±10°С относительно нормальной температуры тела пациента). Выбирая фосфолипиды или комбинации фосфолипидов на основании их температуры фазового перехода, можно специально получить частицы так, чтобы они имели способность к контролируемому высвобождению. Например, можно замедлить высвобождение предшественника допамина, его агониста (вещества, обладающего сродством к рецептору) или любой комбинации предшественников и/или агонистов, вводя частицы, содержащие фосфолипид или комбинацию фосфолипидов с температурой фазового перехода выше температуры тела пациента. С другой стороны, можно обеспечить быстрое высвобождение, вводя в частицы фосфолипиды с более низкой температурой фазового перехода. Частицы, обладающие свойством контролируемого высвобождения, и способы модуляции высвобождения биологически активного агента описаны в предварительной заявке на патент США №60/150742, озаглавленной "Modulation of Release from Dry Powder Formulations by Controlling Matrix Transition", зарегистрированной 25 августа 1999 г., содержание которой включено в настоящее описание во всей полноте.

В другом примере осуществления изобретения частицы могут содержать поверхностно-активное вещество. В том смысле, как он использован здесь, термин «поверхностно-активное вещество» относится к любому агенту, который преимущественно поглощается поверхностью раздела между двумя несмешивающимися фазами, такой как поверхность раздела между водой и органическим раствором полимера, поверхность раздела вода/воздух или поверхность раздела органический растворитель/воздух. Поверхностно-активные вещества обычно имеют гидрофильную часть и липофильную часть, так что при их соединении с микрочастицами части направлены во внешнее окружение, так что одинаковым образом покрытые частицы не притягиваются, что снижает агломерацию частиц.

Помимо легочных поверхностно-активных веществ, таких как, например, упомянутые выше фосфолипиды, подходящие поверхностно-активные вещества включают (но не ограничиваются ими) гексадеканол; спирты жирного ряда, такие как полиэтиленгликоль (ПЭГ); полиоксиэтилен-9-лауриловый эфир; поверхностно-активная жирная кислота, такая как пальмитиновая кислота или олеиновая кислота; гликохолат; сурфактин; полоксомер; сложный эфир сорбитана с жирной кислотой, такой как сорбитан-триолеат (Span 85); и тилоксапол.

Поверхностно-активное вещество может присутствовать в частицах в количествах, изменяющихся от приблизительно 0 до приблизительно 90 мас.%. Предпочтительно оно может присутствовать в частицах в количестве от приблизительно 10 до приблизительно 60 мас.%.

Способы приготовления и введения частиц, которые являются аэродинамически легкими и содержат поверхностно-активные вещества и, в особенности, фосфолипиды, раскрыты в патенте США №5855913, выданном 5 января 1999 г. Hanes и др., и в патенте США №5985309, выданном 16 ноября 1999 г. Edwards и др. Положения обоих патентов включены в настоящее описание во всей полноте ссылкой на них. Раскрываются способы введения частиц пациентам с острым недомоганием. Легко диспергируемые частицы, будучи введенными согласно настоящему изобретению, могут быть доставлены в легкие и поглощаться легочной системой в тех случаях, когда обычные способы доставки лекарств не имеют успеха.

В еще одном примере осуществления изобретения вводятся легко диспергируемые частицы, содержащие только биологически активный агент и поверхностно-активное вещество. Легко диспергируемые частицы могут быть сформированы из поверхностно-активного вещества и содержать терапевтический, профилактический или диагностический агент, чтобы повысить эффективность аэрозолизации путем ослабления поверхностных взаимодействий частиц и чтобы потенциально снизить потери агента вследствие фагоцитоза макрофагами альвеол.

В другом примере осуществления настоящего изобретения вводятся легко диспергируемые частицы, содержащие аминокислоту. Предпочтительны гидрофобные аминокислоты. Подходящие аминокислоты включают встречающиеся в природе и не встречающиеся в природе гидрофобные аминокислоты. Некоторые природные гидрофобные аминокислоты включают (но не ограничиваются ими) глицин, пролин, аланин, цистеин, метионин, валин, лейцин, тирозин, изолейцин, фенилаланин, триптофан. Неприродные аминокислоты включают, например, бета-аминокислоты. Могут использоваться либо D-, либо L- либо рацемические конфигурации гидрофобных аминокислот. Подходящие гидрофобные аминокислоты могут включать также аналоги аминокислот. Аналог аминокислоты, как он используется здесь, включает D- или L-конфигурацию аминокислоты, имеющей следующую формулу: -NH-CHR-CO-, где R - алифатическая группа, замещенная алифатическая группа, бензильная группа, замещенная бензильная группа, ароматическая группа или замещенная ароматическая группа, и при этом R не является боковой цепью природной аминокислоты. Алифатические группы, как они использованы здесь, включают прямоцепные, разветвленные или кольцевые С1-С8 углеводороды, которые полностью насыщены, которые содержат один или два гетероатома, таких как атом азота, кислорода или серы, и/или которые содержат одно или несколько мест с отсутствием насыщения. Ароматические группы включают карбоциклические ароматические группы, такие как фенил и нафтил, и гетероциклические ароматические группы, такие как имидазолил, индолил, тиенил, фуранил, пиридил, пиранил, оксазолил, бензотиенил, бензофуранил, хинолинил, изохинолинил и акридинтил.

Подходящие замещенные алифатические, ароматические или бензильные группы включают -ОН, галоген (-Br, -Cl, -I или -F), -O(алифатическая, замещенная алифатическая, бензильная, замещенная бензильная, арильная или замещенная арильная группа); -CN, -NO₂, -СООН, -NH₂, -NH(алифатическая, замещенная алифатическая, бензильная, замещенная бензильная, арильная или замещенная арильная группа); -N(алифатическая, замещенная алифатическая, бензильная, замещенная бензильная, арильная или замещенная арильная группа); -COO(алифатическая, замещенная алифатическая, бензильная, замещенная бензильная, арильная или замещенная арильная группа); -CONH₂, -CONH(алифатическая, замещенная алифатическая, бензильная, замещенная бензильная, арильная или замещенная арильная группа); -SH, -S(алифатическая, замещенная алифатическая, бензильная, замещенная бензильная, арильная или замещенная арильная группа); и -NH-С(=NH)-NH₂. Замещенная бензильная или ароматическая группа могут также иметь в качестве заместителя алифатическую или замещенную алифатическую группу. Замещенная алифатическая группа может также иметь в качестве заместителя бензильную, замещенную бензильную, арильную или замещенную арильную группу. Замещенная алифатическая, замещенная ароматическая или замещенная бензильная группа могут иметь один или несколько заместителей. Модифицирующий аминокислоту заместитель может повышать, например, липофильность или гидрофобность природных аминокислот, которые являются гидрофильными.

Большое число подходящих аминокислот, аналогов аминокислот и их солей являются коммерческими продуктами. Другие можно синтезировать методами, известными в данной области. Методы синтеза описаны, например, в Green and Wuts. "Protecting Groups in Organic Synthesis". John Wiley and Sons. Части 5 и 7. 1991.

Степень гидрофобности обычно определяют по распределению аминокислоты между неполярным растворителем и водой. Гидрофобными являются аминокислоты, которые предпочитают неполярный растворитель. Относительная гидрофобность аминокислот может быть выражена по шкале гидрофобности, по которой глицину соответствует значение 0,5. По такой шкале аминокислотам, предпочитающим воду, соответствуют значения ниже 0,5, а аминокислотам, предпочитающим неполярные растворители, соответствуют значения выше 0,5. Термин «гидрофобная аминокислота», как он использован здесь, относится к аминокислоте, которой по шкале гидрофобности соответствует значение, большее или равное 0,5. Другими словами, такая аминокислота имеет тенденцию переходить в неполярный растворитель, по меньшей мере такой же как глицин.

Примеры аминокислот, которые можно использовать, включают (но не ограничиваются ими) глицин, пролин, аланин, цистеин, метионин, валин, лейцин, тирозин, изолейцин, фенилаланин, триптофан. Предпочтительные гидрофобные аминокислоты включают лейцин, изолейцин, аланин, валин, фенилаланин и глицин. Могут также применяться комбинации гидрофобных аминокислот. Кроме того, могут также применяться комбинации гидрофобных и гидрофильных (преимущественно переходящих в воду) аминокислот, где комбинация в целом гидрофобна.

Аминокислота может находиться в частицах по настоящему изобретению в количестве по меньшей мере 10 массовых %. Предпочтительно аминокислота может находиться в частицах в количестве от приблизительно 20 до приблизительно 80 мас.%. Соль гидрофобной аминокислоты может находиться в частицах по настоящему изобретению в количестве по меньшей мере 10 мас.%. Предпочтительно, чтобы соль аминокислоты находилась в частицах в количестве от приблизительно 20 до приблизительно 80 массовых %. В предпочтительных осуществлениях частицы имеют плотность заполнения меньше, чем приблизительно 0,4 г/см³.

Способы формирования и доставки частиц, содержащих аминокислоты, описаны в заявке на патент США №09/382959, зарегистрированной 25 августа 1999 г., озаглавленной "Use of Simple Amino Acids to Form Porous Particles During Spray Drying", положения которой включены в настоящее описание во всей полноте ссылкой.

Частицы по настоящему изобретению могут также содержать наполнители, такие как один или несколько из следующего списка: сахар, такой как лактоза, белок такой как альбумин, холестерин и/или поверхностно-активное вещество.

Если подлежащий доставке агент отрицательно заряжен (например, инсулин), то для получения липофильного комплекса можно добавлять протамин или другие положительно заряженные молекулы, что приведет к задержке высвобождения отрицательно заряженного агента. Для передачи нерастворимого положительно заряженного агента могут быть использованы отрицательно заряженные молекулы.

Для приготовления легко диспергируемых частиц, пригодных для применения в способах по настоящему изобретению, можно использовать однократное или двукратное испарение растворителя из эмульсии, распылительную сушку, экстрацию растворителя, выпаривание растворителя, разделение фаз, простую и сложную коацервацию, межповерхностную полимеризацию, надкритическую двуокись углерода (CO₂) и другие методы, хорошо известные специалистам, имеющим обычный опыт в данной области. Частицы могут быть приготовлены с помощью известных в данной области методов получения микросфер или микрокапсул, если только условия оптимизированы для формирования частиц с необходимыми аэродинамическими свойствами (например, аэродинамическим диаметром) или осуществлены дополнительные этапы для отбора частиц по плотности и диаметру, обеспечивающие получение частиц с аэродинамическим диаметром между 1 и 5 мкм, предпочтительно между 1 и 3 мкм.

Для некоторых полимерных систем размер полимерных частиц, полученных с помощью метода однократного или двукратного эмульгирования, варьируется в зависимости от размера капель. Если капли в водно-масляных эмульсиях недостаточно малы для формирования частиц с требуемым диапазоном размеров, можно уменьшить размер капель, например, путем обработки эмульсии ультразвуком или гомогенизации эмульсии, или путем добавления поверхностно-активных веществ.

Если частицы, приготовленные любым из указанных выше способов, имеют диапазон размеров за пределами необходимой области, частицы могут быть фракционированы по размерам, например, с помощью сита, а затем разделены по плотности с помощью методов, известных специалистам в данной области.

Частицы готовят предпочтительно методом распылительной сушки.

Далее перечисляются упоминаемые здесь оборудование и реактивы, которые для удобства сопровождаются в списке необходимой информацией. Если не указано иное, все оборудование применяли, как указано в инструкциях производителей. Кроме того, если не указано иное, может использоваться другое аналогичное оборудование, известное специалистам в данной области.

Если не указано иное, все оборудование и все реактивы были использованы, как указано в инструкциях производителей. Кроме того, если не указано иное, для указанных оборудования и реактивов возможны подходящие замены, хорошо известные специалистам в данной области.

(1) Диспергатор сухих порошков RODOS (Sympatec Inc., Princeton, N.J.)

(2) Лазерный дифрактометр HELOS (Sympatec Inc., Princeton, N.J.)

(3) Одноступенчатый импактор Андерсена (Andersen Inst., Sunyrna, GA)

(4) Диспергатор AeroDisperser (TSI lnc., Amherst, MA)

(5) Диспергатор Aerosizer (TSI lnc., Amherst, MA)

(6) Установка для упаковки блистеров Fantasy Blister Machine (Schaefer Tech Inc., Indianapolis, IN)

(7) Каскадный коллапсный импактор (устройство для фракционирования частиц аэрозоля) Андерсена (Collapsed Andersen cascade impactor) (Andersen Inst., Sunyrna, GA)

(8) Спирометр (Spirometrics, USA, Auburn, ME)

(9) Многостадийный жидкостный импактор (МСЖИ) (Erweka, USA, Milford, CT)

(10) Флуоресцентный спектроскоп (Hitachi Instruments, San Jose, CA)

(11) Гамма-камера (стандартная)

Реактивы:

частицы альбутерол-сульфата (Profamco Inc., Italy)

гормон роста человека (Eli Lilly, Indianapolis, IN)

капсулы метилцеллюлозы размер #2 (Shionogi, Japan)

блистерные упаковки (Heuck Foils, Well, N.J.)

ДПФХ (дипальмитоил-0,1-α-фосфатидилхолин) (Avanti, Alabaster, Alabama)

Как обсуждается более детально далее в разделе «Примеры», для способов по настоящему изобретению требуются порошки, которые при ингаляции из простого ингаляторного устройства проявляют хорошую способность к аэрозолизации. Чтобы определить, имеет ли порошок подходящие аэрозолизационные характеристики, испытываются характеристики дезагрегации и испускания порошка из ингалятора. Хотя специалистам в данной области известны эквивалентные способы определения этих свойств, осуществлен пример теста in vitro, который демонстрирует доставку массы порошка в импактор. Подлежащий испытанию порошок помещают в аппарат для распределения порошка, например в диспергатор сухого порошка RODOS при различных силах сдвига. Это достигается с помощью регулятора давления потока воздуха, используемого для разбивания частиц. Чтобы определить, был ли порошок успешно дезагрегирован при выбранных условиях, измеряют геометрический размер частиц. В дополнение к способности к дезагрегации, можно оценивать способность порошка к испусканию из простого активируемого вдохом ингалятора. Примерами ингаляторов, пригодных для применения предлагаемого изобретения, являются Spinhaler^® (Fisons, Loughborough, U.K.), Rotahaler^® (Glaxo-Wellcome, Research Triangle Park (RTP), North Carolina), FlowCaps^® (Hovione, Loures, Portugal), Inhalator^® (Boehringer-lngelheim, Germany) и Aerolizer^® (Novartis, Switzerland). Следует принимать во внимание, что могут быть использованы и другие ингаляторы, как Diskhaler (Glaxo-Wellcome, RTP, NC). Особенно подходящими ингаляторами являются простые ингаляторы сухого порошка (патенты США №№4995385 и 4069819). Далее более детально представлен характерный не ограничивающий пример, описывающий опыт по определению характеристик дезагрегации и испускания трех различных порошков. Вкратце, были охарактеризованы три различных сухих порошка, заведомо различающихся по способности к дезагрегации. Первый порошок представлял собой микронизованные частицы альбутерол-сульфата. Второй и третий порошки были приготовлены растворением комбинации наполнителей и биологически активного агента в системе растворителей этанол/вода и распылительной сушкой с получением сухих порошков. Для трех порошков определяли геометрический диаметр, плотность заполнения и аэродинамический диаметр.

Авторы изобретения помещали порошки в диспергатор сухих порошков RODOS и диспергировали порошок сквозь его сопло при различных напряжениях сдвига, изменяя регулятором давление потока воздуха, используемого для разбивания частиц. При испускании порошка авторы получили распределения геометрических размеров с помощью лазерного дифрактометра HELOS и зарегистрировали средние значения. Данные были суммированы и представлены в виде графика зависимости массового среднего геометрического диаметра (МСГД) от давления.

Авторы постулировали и в ходе раскрытых здесь экспериментов обнаружили, что при высоком давлении (например, 3 или 4 бар) все три порошка испускались из диспергатора как исходные (дезагрегированные) частицы. Это подтверждает обнаруженный факт, что относительно высокая энергия успешно дезагрегирует все три порошка. Однако при давлениях ниже 2 бар, которое больше соответствует физиологическим условиям дыхания, микронизованный порошок (порошок 1, Таблица 1) испускался из сопла в агрегированном состоянии, о чем свидетельствовало то, что средний размер покидающих сопло частиц был больше, чем размер исходных частиц порошка. Это не наблюдалось для порошков, полученных распылительной сушкой (порошки 2 и 3, Таблица 1), которые испускались из сопла, имея размер приблизительно такой же, как и размер их исходных частиц. Эти порошки являются легко диспергируемыми порошками.

Чтобы дополнительно оценить способность трех порошков испускаться из простого активируемого вдохом ингалятора, авторы помещали 5 мг каждого порошка в метилцеллюлозную капсулу размера #2 и вставляли капсулу в активируемый вдохом ингалятор. Специалистам в данной области будет понятно, что резервуар, в который помещаются порошки, зависит от выбранного типа ингалятора. Результаты обсуждаются далее в разделе «Примеры». В общем виде, авторы обнаружили, что при внесении ингалятором для разбивания порошка относительно низкой энергии порошок микронизованного альбутерол-сульфата испускался из ингалятора в виде агрегатов с геометрическим диаметром более 30 мкм, даже при том, что размер первичных частиц, измеренный RODOS, был порядка 2 мкм. С другой стороны, легко диспергируемые частицы подвергнутого распылительной сушке альбутерол-сульфата или ГРЧ испускались с размером частиц, очень близким к размеру их исходных частиц. Такие же результаты были получены на основании измерений аэродинамического диаметра: полученные распылительной сушкой частицы испускались с аэродинамическими диаметрами, очень близкими к таковым у исходных частиц. Используя способы предлагаемого изобретения, специалист в данной области может достигнуть высокоэффективной доставки с помощью простого активируемого вдохом устройства, загружая его порошком, который является легко диспергируемым.

Еще одной особенностью предлагаемого изобретения является способность обеспечить испускание большой доли номинальной дозы при низкой энергии не только из однодозового, приводимого в действие вдохом ингалятора, но также и из различных приводимых в действие вдохом ингаляторов сухих порошков (ИСП).

Для иллюстрации того, что легко диспергируемый порошок может эффективно испускаться и проникать в легкие из различных активируемых вдохом ИСП, авторы приготовили с помощью распылительной сушки порошок, состоящий из цитрата натрия, ДПФХ, кальций-хлоридного буфера и родамина - флуоресцентной метки. Это подробно объяснено в Примере 2. Частицы порошка имели средний аэродинамический диаметр 2,1 мкм (измеренный с помощью AeroDisperser и Aerosizer) и геометрический диаметр 11,0 мкм (измеренный с помощью описанной выше комбинации RODOS/HELOS). Авторы обнаружили, что испытанные порошки проявляли прекрасную способность к дезагрегации.

В частности, авторы помещали по 5 мг подлежащих испытанию порошков в капсулах, заполненных с помощью полуавтоматического устройства для заполнения капсул, в следующие ингаляторы: активируемый вдохом ингалятор, разработанный авторами настоящего изобретения, Spinhaler^® (Fisons, Loughborough, U.K.), Rotahaler^® (Glaxo-Wellcome, RTP, NC), FlowCaps^® (Hovione, Loures, Portugal), Inhalator^® (Boehringer-lngelheim, Germany) и Aerolizer^® (Novartis, Switzerland). Был испытан также Diskhaler (Glaxo-Wellcome, RTP, NC), для которого 3 мг порошка помещали с помощью специального устройства в блистерные упаковки. Авторы присоединяли каждый ингалятор к коллапсному каскадному импактору Андерсена (включая стадию 0 и стадию фильтрования) и извлекали воздух при 60 л/мин в течение 2 секунд после приведения в действие устройства. С помощью флуоресцентной спектроскопии была зарегистрирована фракция мелких частиц, меньших, чем для стадии 0, имеющей предел отсечения 4 мкм.

Авторы обнаружили, что во всех случаях приблизительно 50% или более испускаемой дозы обладали средним аэродинамическим диаметром (Д_а) менее 4 мкм, что указывало на то, что порошок эффективно проникал в легкие человека при физиологической интенсивности дыхания, несмотря на простоту этих активируемых вдохом устройств.

Чтобы испытать легко диспергируемые порошки in vivo, авторы провели исследования отложения препаратов у людей, как описано в Примере 3, чтобы определить, может ли легко диспергируемый порошок, испускаемый из простого активируемого вдохом ингалятора, обеспечить высокоэффективную доставку лекарства в легкие (>50% номинальной дозы). Это особенно важно, так как многие устройства основаны на том, что энергию для диспергирования сухого материала в легко текучий порошок дает вдыхание его пациентом. Такие устройства оказываются неэффективными для тех, кто не может делать глубокий вдох. Это маленькие пациенты, пожилые пациенты, ослабленные пациенты или пациенты с астмой или другими нарушениями дыхания. Преимущество способа по предлагаемому изобретению состоит в том, что высокоэффективная доставка может быть достигнута независимо от скорости потока. Таким образом, при применении способов по настоящему изобретению даже слабого вдыхания достаточно для доставки требуемой дозы. Это неожиданно, если иметь в виду производительность стандартных ИСП. Как можно видеть на фиг.7, при применении описанных здесь способов превосходная доставка может быть получена при скоростях потока в интервале от приблизительно 25 л/мин до приблизительно 75 л/мин, что сравнимо с характеристиками стандартных ИСП. Способы по предлагаемому изобретению могут быть оптимизированы при скоростях потока от приблизительно 20 л/мин до приблизительно 90 л/мин.

В порошок, обладающий следующими характеристиками: Д_г=6,7 мкм; ρ=0,06 г/см³ и Д_a=1,6 мкм, вводили радиоактивную метку в виде ^99mТс-наночастиц. Ниже в Примере 3 получена и подробно обсуждается эквивалентность распределений размеров частиц, полученных по измерениям массы и гамма-излучения. Приблизительно по 5 мг порошка вводили в капсулы размера #2. Капсулы помещали в активируемый вдохом ингалятор и приводили его в действие. Десять здоровых индивидуумов получали ингаляцию с помощью этого ингалятора при приблизительной скорости потока на вдохе 60 л/мин в соответствии с показаниями спирометра. Визуализацию отложения производили с помощью гамма-камеры. Процентное отношение отложения в легких к номинальной дозе, определенное у 10 индивидуумов, представлено на фиг.5. Среднее отложение в легких составляло 59% от номинальной дозы. Специалистам в данной области понятно, что такое отложение подтверждает, что легко диспергируемый порошок лекарства может быть с высокой эффективностью введен ингаляцией в легкие с помощью одноэтапного, приводимого в действие вдохом ингалятора.

Далее авторы обнаружили, что такие же препараты легко диспергируемого порошка, которые прекрасно аэрозолизуются в одноэтапном ингаляторе, могут быть использованы для доставки неожиданно высокой дозы в однократной ингаляции. Легко диспергируемый порошок может быть загружен в большой предварительно отмеренной дозе (50 мг) или в меньшей предварительно отмеренной дозе (6 мг). Характеристики частиц в порошке были следующими: Д_г=10,6 мкм; ρ=0,11 г/см³ и Д_а=3,5 мкм. Специалисты в данной области должны признать, что ранее здесь были раскрыты возможные диапазоны характеристик частиц, пригодных для применения в предлагаемом изобретении.

Распределения аэродинамических размеров частиц были охарактеризованы с помощью многостадийного жидкостного импингера (МСЖИ), действовавшего при 60 л/мин. Для дозы 6 мг были использованы капсулы размера 2, а для дозы 50 мг были использованы капсулы размера 000. Авторы сравнивали два распределения размеров частиц, полученные для доз 6 мг и 50 мг. Доля мелких частиц размером менее 6,8 мкм, отнесенная к общей дозе (ДМЧ_од<6,8 мкм) для доз 6 и 50 мг была равна соответственно 74,4 и 75,0%. Таким образом, авторы продемонстрировали, что путем объединения свойств легко диспергируемых порошков большую дозу лекарства можно столь же эффективно доставлять в легкие, как и малую дозу лекарства.

Примеры и таблицы

Пояснения примерами

Если не указано иное, использованные аппаратура и реактивы были получены из источников, список которых был приведен выше.

Пример 1

Необходимо, чтобы пригодные для применения в способах по предлагаемому изобретению порошки обладали свойствами, которые обеспечивают хорошую аэрозолизацию в простом ингаляторном устройстве. Чтобы определить эти свойства, авторы охарактеризовали три различных сухих порошка, которые, как полагали, имели различную способность к дезагрегации. Первый подлежащий испытанию порошок представлял собой субмикронные частицы альбутерол-сульфата, полученные от фирмы Spectrum Labs (Laguna Hills, CA). Второй и третий порошки готовили растворением и комбинированием наполнителей и биологически активного агента в системе растворителей этанол/вода и распылительной сушкой смеси.

Приготовление микрочастиц:

Состав частиц плацебо был следующим: ДПФХ/цитрат натрия/хлорид кальция 70/20/10%. В 0,11 л воды растворяли 0,2 г цитрата натрия и 0,1 г хлорида кальция. Раствор ДПФХ в этаноле готовили, растворяя 0,7 г ДПФХ (дипальмитоил-0,1-α-фосфатидилхолин, Avanti Polar Labs, Alabaster, Alabama) в 0,89 л 95% этанола. Затем смешивали вместе раствор цитрат натрия / хлорид натрия и раствор ДПФХ в этаноле. Конечная общая концентрация растворенных веществ была 1,0 г/л в смеси 85% этанол/15% вода и состояла из 0,70 г/л ДПФХ, 0,2 г/л цитрата натрия и 0,1 г/л хлорида кальция.

Состав частиц с ГРЧ (гормон роста человека) был следующим:

ГРЧ /ДПФХ/фосфат натрия 58/38,5/3,5. В 300 мл натрий-фосфатного буфера (10 мМ, рН 7,4) растворяли 1,16 г ГРЧ (Lilly, Indianapolis, IN). В 700 мл этанола растворяли 0,77 г ДПФХ. Затем оба раствора объединяли, получая конечную концентрацию растворенного вещества 2 г/л в смеси этанол/вода 70%/30%.

Состав частиц с альбутерол-сульфатом был следующим:

ДСФХ/лейцин/альбутерол-сульфат 76/20/4. В 700 мл этанола растворяли 2,28 г ДСФХ (дистеароил-фосфатидилхолин, Avanti Polar Labs) и 0,6 г лейцина (Spectrum Labs, Laguna Hills, CA). В 300 мл воды растворяли 0,12 г альбутерол-сульфата (Profarmco, Italy), затем оба раствора объединяли, получая конечную концентрацию растворенного вещества 3 г/л в смеси этанол/вода 70%/30%.

Распылительная сушка

Для получения сухих порошков использовали аппарат для распылительной сушки Niro Atomizer Portable Spray Dryer (Niro, Inc., Columbia, MD). Через вращательный распылитель (скорость вращения от 2000 до 30000 об/мин), расположенный над блоком сушки, пропускали сжатый воздух при варьируемом давлении (от 1 до 5 бар). Непрерывную подачу в распылитель жидкостной загрузки проводили с варьируемой скоростью (от 20 до 66 мл/мин) насосом с электронным устройством для измерения скорости (LMI, model #A151-192s, Acton, MA), проводились измерения температуры как на входе, так и на выходе. Входную температуру контролировали вручную; она могла меняться от 100°С до 400°С и устанавливаемые значения были равны 100, 110, 150, 175 или 200°С с точностью до 5°С. Температура на выходе зависела от температуры на входе и от таких факторов, как скорость подачи газа и жидкости: она менялась от 50°С до 130°С. Для сбора порошкового продукта к циклону был плотно присоединен контейнер.

Результаты

Геометрический диаметр и плотность заполнения трех порошков представлены в Таблице 1.

Таблица 1ПорошокД_г (мкм)ρ (г/см³)Альбутерол-сульфат, микронизованный (1)2,50,26Альбутерол-сульфат, распылительная сушка (2)8,00,20ГРЧ, распылительная сушка (3)14,50,07

Чтобы оценить способность трех порошков к дезагломерации, авторы помещали порошки в диспергатор сухих порошков RODOS и меняли напряжение сдвига с помощью регулятора давления потока воздуха. Затем, следуя инструкциям производителя, авторы определяли распределение геометрического размера с помощью лазерного дифрактометра HELOS и регистрировали средние значения. Данные суммировали и представляли в виде графика зависимости объемного среднего геометрического диаметра (ОСГД) от давления.

На фиг.1 представлены результаты этого опыта. Авторы продемонстрировали, что при высоком давлении, приблизительно больше 2 бар и в особенности больше величины приблизительно между 3 и 4 бар, все три порошка испускаются из диспергатора в виде исходных (дезагрегированных) частиц. Это подтверждает обнаруженный факт, что при относительно высокой энергии все три порошка были дезагрегированы. Однако при давлениях ниже 2 бар микронизованный порошок (порошок 1) испускался из сопла в агрегированном состоянии. Об этом свидетельствовало то, что средний размер покидающих отверстие частиц был больше, чем размер исходных частиц порошка. Это не наблюдалось для порошков, полученных распылительной сушкой (порошки 2 и 3), которые испускались из сопла, имея размер приблизительно такой же, как и размер их первичных частиц. Порошки 2 и 3 представляли собой легко диспергируемые порошки.

Далее частицы по настоящему изобретению были охарактеризованы следующими методами. Исходный геометрический диаметр измеряли с помощью диспергатора сухих порошков RODOS (Sympatec, Princeton, NJ) в соединении с лазерным дифрактометром HELOS (Sympatec). Порошок вносили во входное отверстие RODOS и аэрозолизовали силами сдвига, создаваемыми потоком сжатого воздуха с установленным давлением 4 бар. Потом облако аэрозоля вводилось в измерительную зону HELOS, где оно рассеивало свет лазерного пучка и создавало дифракционную картину Фраунгофера, по которой определяли распределение размеров частиц.

Геометрический диаметр частиц, испускаемых из активируемого вдохом ингалятора, измеряли с помощью приспособления IHA (Sympatec) к лазерному дифрактометру HELOS. Адаптер IHA фиксирует ИСП перед измеряемой зоной и направляет воздух через ИСП, который превращает порошок в аэрозоль. Для диспергирования порошка, выходящего из ингалятора AIR, вакуум откачивали со скоростью 30 л/мин и измеряли геометрический диаметр по фраунгоферовской дифракции.

Исходный аэродинамический диаметр измеряли с помощью системы AeroDispenser/Aerosizer (TSI Inc., Amherst, MA). Испытуемый порошок аэрозолизовали в AeroDispenser при входящем потоке воздуха при 1 фунт/кв.дюйм (примерно 70,3 г/см²) и затем ускоряли до скорости звука в Aerosizer. Aerosizer измеряет время, необходимое каждой частице для пролета между двумя фиксированными лазерными пучками. Это время зависит от инерции частицы. Измерения времени пролета затем переводились в значения аэродинамического диаметра на основании закона Стокса.

Аэродинамический диаметр частиц, испускаемых из ингалятора AIR, определяли с помощью AeroBreather (TSI Inc., Amherst, MA), в сочетании с Aerosizer (TCI Inc.). Порошок превращали в аэрозоль, направляя из ингалятора при 30 л/мин в камеру AeroBreather и давая ему осесть в Aerosizer.

С помощью этих методов авторы сравнили исходный размер частиц в диспергаторе сухого порошка при 4 бар с размером частиц, испускаемых из ингалятора AIR при 30 л/мин (фиг.2А). Как можно видеть, размер испускаемых частиц для высушенного распылительной сушкой ГРЧ (порошок 2) и высушенного распылительной сушкой альбутерол-сульфата (порошок 3) был почти идентичен измеренному исходному размеру их частиц. Этого, однако, не наблюдалось для микронизованных частиц альбутерол-сульфата (порошок 1). Кроме того, авторы измеряли аэродинамический размер исходных и испускаемых частиц высушенного распылительной сушкой альбутерол-сульфата и сравнивали его с размером частиц микронизованного альбутерол-сульфата (фиг.2В). Вновь частицы высушенного распылительной сушкой альбутерол-сульфата испускались с примерно тем же аэродинамическим диаметром, как и аэродинамический диаметр исходных частиц, тогда как испускаемые частицы микронизованного альбутерол-сульфата имели гораздо больший аэродинамический диаметр, чем исходные частицы. Это дополнительно подтверждает, что высушенные распылительной сушкой порошки по настоящему изобретению диспергируются в пригодные к вдыханию частицы. В то же время частицы микронизованного лекарства остаются непригодными к вдыханию, даже если размер исходных частиц позволял им быть пригодными к вдыханию.

Результаты этого примера показывают, что, используя способы по предлагаемому изобретению, авторы достигли высокоэффективной доставки лекарства из простого активируемого вдохом устройства, загружая его порошком, который является легко диспергируемым.

Пример 2

Для иллюстрации того, что легко диспергируемый порошок может эффективно испускаться из различных активируемых вдохом ингаляторов сухих порошков (ИСП) и проникать в легкие, авторы приготовили высушенный распылительной сушкой порошок, состоящий из цитрата натрия, ДПФХ, кальций-хлоридного буфера и следовых количеств флуоресцентной родаминовой метки. Частицы порошка имели средний аэродинамический диаметр 2,1 мкм (измеренный с помощью AeroDisperser и Aerosizer) и средний геометрический диаметр 11,0 мкм (измеренный с помощью диспергатора сухих порошков RODOS и лазерного дифрактометра HELOS, как здесь описано) и обладали способностью легко дезагрегироваться подобно полученным распылительной сушкой порошкам, описанным в Примере 1.

Авторы помещали по 5 мг порошка в капсулах, заполненных с помощью полуавтоматического устройства для заполнения капсул, в активируемый вдохом ингалятор, разработанный авторами настоящего изобретения (ингалятор с торговой маркой AIR), Spinhaler^® (Fisons, Loughborough, U.K.), Rotahaler^® (Glaxo-Wellcome, RTP, NC), FlowCaps^® (Hovione, Loures, Portugal), Inhalator^® (Boehringer-lngelheim, Germany) и Aerolizer^® (Novartis, Switzerland). Авторами был испытан также Diskhaler (Glaxo-Wellcome, RTP, NC), для которого 3 мг порошка помещали с помощью специального устройства в блистерные упаковки. Авторы присоединяли каждый ингалятор к коллапсному каскадному импактору Андерсена (имеющему ступень 0 и ступень фильтрования) и экстрагировали воздух при 60 л/мин в течение 2 секунд после приведения в действие устройства. С помощью флуоресцентной спектроскопии была зарегистрирована фракция мелких частиц, меньших, чем для стадии 0, имеющей предел отсечения 4,0 мкм.

На фиг.3 представлены результаты исследования. Авторы обнаружили, что во всех случаях приблизительно 50% испускаемой дозы или более имели средний аэродинамический диаметр (Д_а) менее 4 мкм, указывающий на то, что порошок должен эффективно проникать в легкие человека при физиологически обычной силе вдоха, несмотря на простоту этих активируемых вдохом устройств. Авторы с помощью способов по предлагаемому изобретению показали также, что высокая процентная доля номинальной дозы испускалась при низкой энергии не только из однодозовых приводимых в действие вдохом ингаляторов, но также и из широкого набора приводимых в действие вдохом ингаляторов сухих порошков (ИСП).

Пример 3

Для определения того, может ли легко диспергируемый порошок, испускаемый из простого, приводимого в действие вдохом ингалятора, обеспечивать высокоэффективную доставку в легкие (больше 50% номинальной дозы) было исследовано отложение препаратов у людей. Были использованы порошки со следующими характеристиками: Д_г=6,7 мкм; ρ=0,06 г/см³, Д_а=1,6 мкм. В порошок вводили радиоактивную метку технеция в виде ^99mТс-наночастиц.

Исследование отложения у людей

Обычной методологией для получения распределения вдыхаемых частиц является гамма-сцинтиграфия. В данном примере в испытываемое вещество в лаборатории InAMed Laboratories (Gauting, Germany) была введена небольшая доза радиоактивного изотопа ^99mТс. Границы легких были контрастированы с помощью радиоизотопной сканограммы дыхания с радиоактивным криптоном ⁸¹Kr. Чтобы убедиться, что у испытуемых в ходе исследования дыхание было спокойное и глубокое, регистрировали скорости потока воздуха при вдохе. Перед началом исследования были установлены интервалы скоростей потока воздуха на пике вдоха (ПВПВ) при глубоком спокойном дыхании через активируемый вдохом ингалятор. Если скорость потока воздуха была за пределами установленного интервала, вдыхание повторяли.

Исследования были проведены на 10 здоровых индивидуумах. Для облегчения определения границ легких было проведено базовое радиоизотопное сканирование вентиляции. Функцию легких оценивали до и после каждого тестирования ингаляции. После ингаляции отложение определяли с помощью гамма-сцинтиграфии. В ходе введения скорость дыхательного потока воздуха через активируемый вдохом ингалятор контролировали с помощью спирометра.

Была проведена тренировка индивидуумов на глубокое, спокойное дыхание при использовании активируемого вдохом ингалятора. Кроме того, их тренировали на достижение ПВПВ, попадающего в установленный, соответствующий глубокому, спокойному дыханию, интервал пика скорости вдыхаемого воздуха через активируемый вдохом ингалятор. Активируемый вдохом ингалятор приводили в действие и присоединяли к спирометру для регистрации в ходе исследований отложения скорости потока вдыхаемого воздуха. Индивидуум брал капсулу из соответствующей упаковки в соответствии с предварительно определенным рандомизованным алгоритмом и непосредственно перед использованием помещал ее в устройство ингалятор/спирометр.

Каждый индивидуум (он или она) должен был расслабиться и успокоить дыхание (по меньшей мере за 5 вдохов), прежде чем в конце нормального выдоха брал в рот мундштук ингалятора. Индивидуум делал ртом глубокий, спокойный вдох, пока легкие не наполнялись. Затем индивидуум задерживал дыхание приблизительно на 5 секунд (медленно считая до 5). Отложение измеряли с помощью гамма-камеры сразу после выдоха. Затем проводили дополнительный тест на функционирование легких с помощью плетизмографа для измерения изменения объема всего тела Jaeger (Jaeger, Würzburg, Germany).

Материалы и методы

Использованный порошок плацебо, имеющий состав ДПФХ/цитрат натрия/хлорид кальция в соотношении 70/20/10 (в % по массе), имел следующие характеристики: Д_г=6,7 мкм; ρ=0,06 г/см³, Д_а=1,6 мкм. Характеристики аэродинамического размера исходных частиц были получены на основании измерений времени пролета (AeroSizer/AeroDisperser), а характеристики геометрического размера частиц были получены при 1 и 2 бар с использованием лазерной дифракции (измерения проведены, как здесь описано, с помощью диспергатора сухих порошков RODOS и лазерного дифрактометра HELOS). Характеристики аэродинамического размера испускаемых частиц были получены с помощью каскадного импактора Андерсена (гравиметрический анализ), при скорости воздуха 28,3 л/мин и общем объеме воздуха 2 л. Характеристики геометрического размера частиц получали с помощью лазерной дифракции (IHA/HELOS, Sympatec, NJ), при скорости воздуха 60 л/мин.

Введение в порошок радиоактивной метки

Порошок плацебо помещали в резервуар, который закрывали фильтром с размером пор 0,2 мкм. В распылитель Pari Jet, помещенный в сушильную камеру, вносили раствор ^99mТс (к 100 мл деионизованной воды добавляли 0,5 мл раствора ^99mТс в изотоническом солевом растворе). Распылитель Pari Jet приводили в действие в течение 3 мин, чтобы распылить 1,5 мл раствора ^99mТс. Частицы с ^99mТс сушили в этой камере и пропускали через резервуар, содержащий порошок. В камере для введения радиоактивной метки контролировали относительную влажность, она никогда не превышала 30%.

Учитывая малое время полураспада ^99mТс, процесс введения метки проводили за 2-4 часа до ингаляции. Для определения истинной активности к моменту ингаляции, делали поправку на радиоактивный распад технеция.

Для проверки того, что процесс введения радиоактивной метки не изменяет распределения частиц по размеру, распределение аэродинамических размеров испускаемых частиц после введения метки измеряли с помощью 8-ступенчатого каскадного импактора Андерсена (гравиметрический анализ).

Капсулы размера 2 заполняли вручную радиоактивным порошком (5±1 мг). Каждую капсулу помечали номером и измеряли ее вес в заполненном состоянии и уровень радиоактивности. Испытуемый индивидуум брал капсулу и помещал ее непосредственно перед использованием в устройство ингалятор/спирометр.

Методология определения содержания порошка в различных областях легких.

При ингаляции частиц меченого порошка индивидуум сидел так, чтобы его спина была направлена к гамма-камере. После ингаляции получали гамма-сцинтиграфическое изображение в таком положении индивидуума, чтобы его/ее спина были перед камерой. Фиксировали длительность ингаляции и период задержки дыхания. Размер легких определяли путем сканирования ⁸¹Kr. Этот радиоактивный газ индивидуум вдыхал перед исследованием или в его конце.

Контур легких определяли по криптоновому сканированию вентиляции легких индивидуума. Индивидуум в ходе криптонового сканирования и исследования ингаляции порошка сидел в одном и том же положении, были определены 4 области интереса (ОИ): левое легкое, правое легкое, желудок и ротоглотка, включая верхнюю часть трахеи.

Эти 4 ОИ были наложены на изображение распределения вдыхаемого порошка, полученное с помощью гамма-камеры. Фоновую активность определяли за пределами контура легких и вычитали из каждого элемента общего изображения. Затем для каждой из 4 ОИ определяли число импульсов. Для этих чисел вводили поправку на коэффициент ослабления для каждой области. После введения поправки определяли относительные количества внутрилегочного и внелегочного отложения частиц.

Как показано на фиг.4, наблюдалась эквивалентность распределений частиц по размерам, полученных с помощью определения массы и гамма-излучения. Приблизительно по 5 мг порошка помещали в капсулы размера 2. Капсулы вставляли в разработанный авторами активируемый вдохом ингалятор (ингалятор AIR) и приводили ингалятор в действие. Десять здоровых индивидуумов проводили ингаляцию с приблизительной скоростью потока воздуха на вдохе 60 л/мин (реальная скорость потока на вдохе варьировала у разных индивидуумов от 20 до 90 л/мин, что согласовалось с нормальным различием скоростей потока на вдохе у людей). Величина 60 л/мин является удобным средним значением и именно она использовалась в экспериментах для имитации скорости потока на вдохе, измеренной спирометром. Визуализацию отложения получали с помощью гамма-камеры. Процентное отношение отложения в легких к номинальной дозе, полученное для 10 индивидуумов, представлено на фиг.5. Среднее значение отложения в легких составляло 59,0% номинальной дозы.

Этим опытом авторы подтвердили, что легко диспергируемый порошок, содержащий лекарство, может быть с высокой эффективностью введен ингаляторно в легкие с помощью простого активируемого вдохом ингалятора.

Пример 4

Для демонстрации того, что такие же самые препараты легко диспергируемого порошка, которые имели превосходную способность к аэрозолизации при испускании из простого ингалятора, могут быть использованы для доставки непредсказуемо высокой дозы в разовой ингаляции, авторы приготовили легко диспергируемый порошок и загружали порошок так, чтобы получить либо большую предварительно отмеренную дозу (50 мг) или меньшую предварительно отмеренную дозу (6 мг). Связанные с размером характеристики частиц в порошке были следующими: Д_г=10,6 мкм; ρ=0,11 г/см³, Д_а=3,5 мкм.

Распределения аэродинамических размеров частиц были охарактеризованы с помощью многостадийного жидкостного импингера (МСЖИ), действовавшего при 60 л/мин. Для дозы 6 мг использовали капсулы размера 2, а для дозы 50 мг использовали капсулы размера 000. На фиг.6 показаны результаты сравнения двух распределений размеров частиц, полученных при дозах 6 мг и 50 мг. Доля мелких частиц размером менее 6,8 мкм, отнесенная к общей дозе (ДМЧ_од<6,8 мкм) для доз 6 и 50 мг была равна соответственно 74,4% и 75,0%.

Этот опыт показал, что путем объединения свойств легко диспергируемых порошков и способов по предлагаемому изобретению большую дозу лекарства можно столь же эффективно доставлять в легкие, как и малую дозу лекарства.

Пример 5

Частицы, содержащие L-ДОФА и пригодные для ингаляции, получали следующим образом. К 2,80 л этанола добавляли 2,00123 г ДПФХ (Avanti Polar Lipids, партия №G160PC-25). К 1,2 л воды добавляли и растворяли 0,0817 г L-ДОФА (Spectrum, партия №OQ0128, Laguna Hills, CA), 0,9135 г цитрата натрия (безводного) (Spectrum, партия №NX0195) и 0,5283 г хлорида кальция (безводного) (Spectrum, партия №NT0183). Растворы объединяли, добавляя водный раствор к спиртовому раствору, после чего смесь растворов перемешивали до прозрачности. Массовое процентное содержание компонентов в составе было приблизительно следующим: L-ДОФА - 20%, ДПФХ - 50%, цитрат натрия - 20%, хлорид кальция - 10%.

Затем конечный раствор сушили распылительной сушкой в сушильной установке Niro (Niro, Inc., Columbus, MD) с использованием вращательного распылителя и азота в качестве сушащего газа в соответствии с инструкциями производителя. Условия распыления были следующими: Т_{на входе}=120°С, Т_{на выходе}=54°С, скорость подачи раствора 65 мл/мин, давление нагревающего водорода 38 мм Н₂О, скорость вращения распылителя 20000 об/мин (использовали распылитель V24).

Характеристики полученных частиц были следующими: массовый средний аэродинамический диаметр (МСАД)=2,141 мкм и объемный средний геометрический диаметр (ОСГД)=10,51 мкм.

Шести крысам под кетаминным наркозом вводили в легкие описанный выше состав (L-ДОФА/ДПФХ/цитрат натрия/хлорид кальция 20/50/20/10).

Результаты приведены на фиг.8. На этом чертеже показаны уровни L-ДОФА в крови после введения через оральный зонд или после прямого введения в легкие путем вдувания. Уровни содержания L-ДОФА измеряли с помощью высокоэффективной жидкостной хроматографии (ВЭЖХ). За 1 час до введения L-ДОФА крысам инъецировали внутрибрюшинно ингибитор периферической декарбоксилазы - карби-ДОФА (200 мг/кг). Находящихся под кетаминным наркозом животных разделили на 2 группы. В первой группе животных иммобилизовали на ночь, L-ДОФА (8 мг) суспендировали в физиологическом солевом растворе, содержащем 1% метилцеллюлозу, и вводили через оральный зонд. Во второй группе для доставки состава с L-ДОФА непосредственно в легкие использовали вдувание. Образцы крови (200 мкл) отбирали через предварительно установленную бедренную канюлю в следующие моменты времени: 0 (непосредственно перед введением L-ДОФА), 2, 5, 15 и 30 минут после введения L-ДОФА. После орального введения повышение уровня содержания L-ДОФА в крови было умеренным. Наоборот, введение в легкие приводило к сильному и быстрому повышению уровня L-ДОФА. Уровни L-ДОФА в этой группе оставались выше, чем уровни после орального введения, к 30 мин после введения лекарства. Данные были нормированы к дозе 8 мг/кг (полная доза при введении через оральный зонд). Данные представлены как средние уровни содержания L-ДОФА (в нг на 1 мл крови) ± стандартная ошибка измерения.

Пример 6

Были приготовлены и введены in vivo частицы состава кетопрофен/ДПФХ/мальтодекстрин.

Кетопрофен (99,5%) получали от Sigma (St. Louis, МО), дипальмитоил-фосфатидилхолин (ДПФХ) - от Avanti Polar Lipids (Alabaster, AL) и мальтодекстрин М100 - от Grain Processing Corp. (Muscatine, IA).

Для приготовления растворов кетопрофен/ДПФХ/мальтодекстрин к 0,60 л воды квалификации, соответствующей Фармакопее США, добавляли 0,598 г мальтодекстрина. К 1,40 л этанола добавляли 0,901 г ДПФХ и перемешивали до растворения. Водный и этаноловый растворы смешивали, получая мутный раствор.

Для каждого цикла использовали 500 мл этого рабочего раствора. Добавление кетопрофена к рабочему раствору ДПФХ/мальтодекстрин описано в Таблице 2.

Для получения сухих порошков использовали аппарат распылительной сушки Niro Atomizer Portable Spray Dryer (Niro, Inc., Columbus, MD). Сжатый воздух с варьируемым давлением (от 1 до 5 бар) проходил через вращательный распылитель (скорость вращения от 2000 до 30000 об/мин), помещенный над блоком сушки. В распылитель подавали раствор кетопрофен/ДПФХ/мальтодекстрин с варьируемой скоростью (от 20 до 66 мл/мин) насосом непрерывного действия с электронным устройством контроля скорости (LMI, модель А151 - 192s). Измеряли температуру на входе и на выходе. Входную температуру контролировали вручную, она могла быть задана в интервале от 100°С до 400°С с точностью 5°С. Температура на выходе зависела от температуры на входе и таких факторов, как скорости подачи газа и жидкости: она варьировала между 50°С и 130°С. К 6-дюймовому циклону плотно присоединяли контейнер для сбора порошкового продукта. Условия распыления для каждого раствора приведены в Таблице 3, где указаны условия распыления, которые поддерживались приблизительно постоянными в ходе исследования. Общее извлечение и выход для каждого раствора приведены в Таблице 4.

Характеристики частиц определяли с помощью Aerosizer (TSI, Inc., Amherst, МА) и диспергатора сухих порошков RODOS (Sympatec Inc., Princeton, NJ) в соответствии с инструкциями производителя. Геометрический диаметр измеряли с помощью RODOS при 2 бар. Характеристики материала из серии №5 определяли также с помощью гравиметрического коллапсного каскадного импактора Андерсена (ACI, 2-ступенчатый, Anderson Inst., Smyrna, GA), Образцы исследовали с помощью сканирующего электронного микроскопа (СЭМ).

В Таблице 4 показано, что повышение массового содержания кетопрофена ведет к снижению выхода. Уменьшение выхода было пропорционально добавлению кетопрофена к рабочему раствору. Это может быть следствием снижения температуры плавления ДПФХ при смешивании с кетопрофеном, приводящего к уменьшению выхода.

Таблица 5 показывает, что частицы имели диаметр в интервале от 8,8 мкм до 10,2 мкм (ОСГД) и от 2,65 мкм до 3,11 мкм (МСАД). Частицы с наименьшим МСАД были получены во фракции, составляющей 8,4% от загруженного материала (серия №5).

В Таблице 6 представлены результаты исследования материала из серии №5, представляющего собой 8,4% загруженного материала, с помощью коллапсного импактора Андерсена (ACI, гравиметрический анализ, n=2). Значения доли мелких частиц (ДМЧ) с диаметром ниже 5,6 мкм и ниже 3,4 мкм согласуются с характеристиками вдыхаемых порошков, которые удовлетворительно пригодны к вдыханию.

Таблица 2№серииКоличество добавленного кетопрофена (мг)Общее количество твердого вещества (г/л)Содержание кетопрофена (%)101,000028,01,0161,6315,11,0303,0430,11,0605,7546,01,0928,4663,01,12611,2

Таблица 3№серииТемпература (°С)Подача жидкости (мл/мин)Давление газа (мм H₂O)Скорость ротора (об/мин)Точка росы на входе (°С)На входеНа выходе111536754018,600-27,0211338854018,400-26,8311038853918,300-26,4411039853818,400-25,9511038863918,400-25,4611038853818,400-25,0 
Таблица 4№ серииВес собранного порошка (мг)Теоретический выход (мг)Реальный выход (% от теоретического)118650037,2219550838,4314751528,5412753024,058954616,366756311,9 
Таблица 5№ серииМСАД (мкм)Стандартное отклонениеОСГД (мкм, 2 Бар)13,111,489,023,011,379,332,831,4010,342,841,4110,452,651,399,862,831,388,8

Таблица 6Ступень 01,33 мгСтупень 22,75 мгСтупень F3,17 мгЗаполнение капсулы12,37 мгВес фракции <5,6 мкм5,92ДМЧ_5,60,479Вес фракции <3,4 мкм3,17ДМЧ_3,40,256

350 мг порошка 8% кетопрофена в ДПФХ/мальтодекстрин (60/40) получали, как описано выше, и вводили 20 крысам Sprague Dawley. Каждой из 8 крыс вводили 7 мг порошка вдуванием, а каждой из 7 крыс вводили орально 7 мг порошка, растворенного в 50% этаноле. Были выбраны следующие моменты времени: 0, 5, 15, 30, 60, 120, 240, 360 и 480 мин. В момент t=0 обследовали 4 крыс, не получавших препарата. После этого в каждый выбранный момент времени отбирали пробы у 3 или 4 крыс. Каждую крысу использовали для 4 временных точек, при этом в каждой группе было 3 или 4 животных. Животные были распределены следующим образом: 3 крысы с оральным введением - пробы в моменты 5, 30, 120, 360 мин; 4 крысы с вдуванием - пробы в моменты времени 15, 60, 240, 480 мин. В каждый момент времени для анализа содержания кетопрофена в плазме отбирали пробы крови достаточного объема. Пробы крови центрифугировали, плазму отбирали и замораживали при -20°С, после чего отправляли в лабораторию, выполнявшую анализы. Использованный в настоящем исследовании метод анализа имел нижний предел чувствительности 1,0 мг/мл. Крысам вводили кетопрофен орально или внутрилегочно, чтобы определить, изменяется ли при легочном пути введения время, необходимое для достижения максимальной концентрации кетопрофена в плазме. Результаты показывают, что легочный путь доставки приводит к очень быстрому усвоению, которое происходит за время не более 10 минут. У крыс, получавших оральные дозы кетопрофена, обнаруживалась до некоторой степени аномальная фармакокинетика, причем относительная биологическая доступность составляла приблизительно половину от биологической доступности, наблюдавшейся у крыс с легочным введением. Этот результат был неожиданным, поскольку у людей биологическая доступность кетопрофена при оральном введении составляет 90%. Однако эта аномалия для крыс с оральным введением не снижает значимости быстрого достижения максимума усвоения у крыс с легочным введением.

Результаты представлены в Таблице 7. Рассчитывали средние значения, а также стандартные ошибки и величины р. Результаты также представлены в графической форме на фиг.9-11, причем на фиг.9 показаны оба набора данных, на фиг.10 даны результаты орального введения, а на фиг.11 показаны результаты введения вдуванием. На фиг.9 точки с р<0,05 обозначены *, а точки с р<0,01 обозначены **. Для фиг.10 и 11 с помощью численного интегрирования и сглаживающей интерполяции вычислена площадь под кривой (ППК).

При t=0 у всех крыс уровень содержания кетопрофена был ниже предела чувствительности анализа. Между t=5 мин и t=60 мин у крыс, подвергнутых вдуванию, уровни содержания кетопрофена в плазме были значительно выше. В моменты времени t=120 мин и t=240 мин уровни кетопрофена в плазме у обеих групп были статистически эквивалентны. В моменты t=360 мин и t=480 мин уровни кетопрофена в плазме в обеих группах становились ниже предела чувствительности анализа.

ППК для крыс с вдуванием было примерно вдвое выше, чем ППК для крыс с оральным введением. Кроме того, поскольку концентрации кетопрофена в плазме в ранние моменты времени были статистически значимы, очевидно, что пик содержания кетопрофена у крыс с вдуванием достигался за время менее 15 мин, а для крыс с оральным введением время достижения пика было между 15 и 60 мин. Из-за большой стандартной ошибки и относительно низкого содержания кетопрофена в плазме в этой группе, невозможно точно определить это время.

Легочное введение приводило к очень быстрому появлению кетопрофена в плазме (t<15 мин) по сравнению с оральным введением (t=15-60 мин).

У крыс, получавших вдувание препарата, обнаруживалась более высокая биологическая доступность по сравнению с крысами с оральным введением. Это оказалось неожиданным, поскольку предшествующие исследования показали, что кетопрофен имеет неизменно высокую (> 90%) биологическую доступность у людей при оральном, подкожном или ректальном введении. Хотя фармкокинетические характеристики вводимого орально кетопрофена хорошо известны, приведенные здесь аномальные результаты для группы с оральным введением не обесценивают результаты, полученные для группы с вдуванием.

Таблица 7
Средние уровни содержания кетопрофена в плазме в группах с оральным и легочным введениемВремя (мин)Оральное введениеЛегочное введениеpСредний уровень (мкг/мл)Стандартное отклонение в группеСредний уровень (мкг/мл)Стандартное отклонение в группе01,0-1,0- 51,70,759,61,270,0003152,10,767,60,280,0000301,90,125,50,760,0012602,00,134,50,600,00021201,70,312,40,440,09292401,40,051,80,630,25543601,00,061,80,350,02244801,00,001,30,470,2174

Пример 7

Для определения физических характеристик частиц, содержащих L-ДОФА и пригодных для легочной доставки, были применены следующие экспериментальные методы и приборы.

Аэродинамический диаметр определяли с помощью API AeroDisperser и Aerosizer (TSI, Inc., St. Paul, MN) в соответствии со стандартными методиками (Alkernes SOP # MS-034-005). Порошок образца помещали и диспергировали в AeroDisperser, а затем вдували через сопло в Aerosizer. Для каждой частицы в Aerosizer измеряли непосредственно время пролета, которое зависело от инерции частицы. Распределение времен пролета затем переводили в распределение связанных с массой аэродинамических размеров частиц с помощью баланса сил, основанного на законе Стокса.

Геометрический диаметр определяли с помощью техники лазерной дифракции (Alkernes SOP # MS-021-005). Аппаратура состояла из дифрактометра HELOS и диспергатора RODOS (Sympatec, Inc., Princeton, NJ). Диспергатор RODOS создавал в образце частиц напряжение сдвига, определяемое регулятором давления вдуваемого сжатого воздуха. Диспергируемые частицы проходили сквозь лазерный пучок, а получаемое распределение рассеянного света регистрировали набором детекторов. Характер ансамблевого рассеяния затем переводили в распределение связанных с объемом размеров частиц с помощью модели дифракции Фраунгофера, используя то, что частицы меньшего размера рассеивают свет под большими углами.

Аэродинамические свойства порошков, диспергируемых из ингаляционного устройства, определяли с помощью 2-ступенчатого каскадного импактора Андерсена Mkll (Anderson Instruments, Inc., Smyrna, GA). Инструмент состоит из двух ступеней, разделяющих частицы аэрозоля по их аэродинамическому размеру. На каждой ступени поток аэрозоля проходит через набор сопл и ударяется о соответствующую задерживающую пластину. Частицы, имеющие достаточно малую инерцию, увлекаются потоком аэрозоля в следующую ступень, тогда как остальные частицы задерживаются на пластине. На каждой последующей ступени аэрозоль проходит через сопла со все увеличивающейся скоростью и на пластине собираются частицы, имеющие меньшие аэродинамические размеры. После того как аэрозоль минует последнюю ступень, фильтр собирает оставшиеся наименьшие частицы.

Перед определением загрузки лекарства в порошок для ингалятора AIR лекарство следует сначала отделить от наполнителей, входящих в состав порошка. Была разработана экстракционная методика для отделения L-ДОФА от наполнителя ДПФХ. Частицы сначала растворяли в смеси растворителей хлороформ/метанол (50%/50%). Осадок нерастворимого L-ДОФА отделяли, промывали той же самой системой растворителей и затем растворяли в 0,5 М HCl. Для определения степени извлечения вместе с L-ДОФА пропускали ДПФХ. Образцы анализировали в системе обратно-фазной жидкостной хроматографии высокого давления (ВЭЖХ).

Разделение осуществляли на колонке Waters Symmetry C18 5-μм (длина 150 мм, внутренний диаметр 4,6 мм). Колонку уравновешивали при 30°С, пробы хранили при 25°С. Объем наносимой зоны составлял 10 мкл. Подвижную фазу готовили из раствора в смеси 2,5% метанола и 97,5% воды (лимонная кислота - 10,5 г/л, этилендиамин-тетрауксусная кислота (EDTA) 20 мг/л, 1-октановой кислоты натриевая соль, моногидрат - 20 мг/л). Подвижную фазу непрерывно перемешивали на магнитной мешалке и дегазировали в проточном дегазирующем устройстве Waters. L-ДОФА элюировался при изократических условиях. Детектирование осуществляли с помощью ультрафиолетового детектора, установленного на длину волны 254 нм.

Так как средняя единичная оральная доза L-ДОФА обычно находится в интервале от 100 до 150 мг, были проведены опыты с целью приготовить пригодные для ингаляции частицы с высокой степенью загрузки их L-ДОФА. Были исследованы составы с загрузкой 20% и 40% L-ДОФА. Вместе с L-ДОФА в некоторые составы был также введен в массовом соотношении 4:1 карби-ДОФА - ингибитор декарбоксилазы. L-ДОФА и комбинация L-ДОФА с карби-ДОФА успешно распылялись вместе с составами с ДПФХ. Оптимальный состав состоял из L-ДОФА или L-ДОФА и карби-ДОФА, 20 мас.% цитрата натрия и 10 мас.% хлорида кальция, а остальное составлял дипальмитоил-фосфатидилхолин (ДПФХ).

Подробности о составах и физических свойствах полученных частиц суммированы в Таблице 8. Аэродинамический размер или массовый средний аэродинамический диаметр (МСАД) измеряли с помощью Aerosizer, геометрический размер или объемный средний геометрический диаметр (ОСГД) определяли с помощью лазерной дифракции, а долю мелких частиц (ДМЧ) измеряли с помощью каскадного импактора Андерсена. Как видно из фиг.12 и отношений ОСГД в Таблице 8, характеристики порошков не зависели от скорости потока. Для наблюдения за частицами была применена сканирующая электронная микрография.

Таблица 8Загрузка L-ДОФА / карби-ДОФА (%)Выход (%)ОСГД при 2 бар (мкм)Отношение ОСГД 0,5/4,0 барМСАД (мкм)ДМЧ 5,6/3,4 (%)20/0>409,9-2,7-40/0>408,01,23,342/1720/542101,63,164/3840/10>207,41,63,840/14

Оказалось, что целостность L-ДОФА на протяжении процесса сохранялась при создании состава и процессе распылительной сушки. L-ДОФА экстрагировали из порошков с L-ДОФА и анализировали обратно-фазной ВЭЖХ. В порошках L-ДОФА не было обнаружено никаких примесей (фиг.13А). Ранние пики, элюируемые вблизи 1-2 мин, обусловлены растворителем, как можно видеть из фиг.13В, где анализировали контрольный образец, не содержавший L-ДОФА. Чистота L-ДОФА, извлеченной из частиц, была 99,8% и 99,9% соответственно для частиц с загрузкой 20% и 40%.

Чтобы определить содержание L-ДОФА в порошке, вначале отделяли L-ДОФА от содержащихся в составе наполнителей, а затем проводили его анализ с помощью обратно-фазной ВЭЖХ. Результаты извлечения L-ДОФА из порошков и окончательные расчеты загрузки приведены в Таблице 9. Величины, характеризующие и извлечение, и загрузку, были вполне удовлетворительными. Определенная величина загрузки составляла приблизительно 87% от номинальной загрузки. В том смысле, как он использован здесь, термин «номинальная загрузка» относится к общей массе биологически активного агента, которую ожидается иметь в массе частиц, предназначенных для введения, и представляет собой максимальное количество биологически активного агента, имеющегося в распоряжении для введения. В том смысле, как он использован здесь, термин «номинальная доза» относится к общей массе биологически активного агента, которая имеется в массе частиц, предназначенных для введения, и представляет собой максимальное количество биологически активного агента, имеющегося в распоряжении для введения.

Таблица 9Состав порошкаИзвлечение при экстракции (%)Реальная загрузка (%)20/0100±4,517,3±0,240/0101±2,835,0±5,4

Пример 8

Определение уровней содержания L-ДОФА в плазме производилось после внутривенной инъекции, орального введения зондом или вдувания в легкие. Обычно карби-ДОФА вводили для того, чтобы гарантировать полное выключение активности периферической декарбоксилазы. В этом примере животным производили внутрибрюшинную инъекцию ингибитора периферической декарбоксилазы карби-ДОФА (200 мг/кг) за 1 час до введения L-ДОФА. Животных, находящихся под кетаминным наркозом, разделили на 3 группы. В первой группе 2 мг L-ДОФА суспендировали в физиологическом солевом растворе, содержащем 1% метилцеллюлозы и 1% аскорбиновой кислоты, и вводили через оральный зонд. Во второй группе для легочного введения частиц AIR, загруженных L-ДОФА (плотность загрузки 20%), использовали методику вдувания. Для визуализации надгортанника крыс применяли ларингоскоп, а в проход для воздуха вставляли устройство с тупым концом для вдувания (устройство для доставки порошка PennCentury Insufflation). Для доставки предварительно загруженного порошка из камеры устройства в легкие животных вдували из присоединенного шприца воздушный сгусток (3 куб. см). Всего доставляли 10 мг порошка (2 мг L-ДОФА). В третьей группе для доставки сгустка (2-3 секунды) L-ДОФА (2 мг) использовали предварительно введенную бедренную канюлю. У каждого животного через бедренную канюлю отбирали пробы крови (200 мкл) в следующие моменты времени: 0 (непосредственно перед введением L-ДОФА), 2, 5, 15, 30, 60, 120 и 240 мин после введения L-ДОФА. Все пробы для определения содержания L-ДОФА анализировали с помощью ВЭЖХ.

Результаты изучения фармакокинетики с помощью описанной процедуры представлены на фиг.14А и 14В. Результаты сопоставления доставки L-ДОФА в легкие с оральным введением изображены на фиг.14А. После вдувания пик уровня L-ДОФА в плазме наблюдался в самый ранний исследованный момент времени (2 мин), начинал повышаться в течение 15 минут после введения и все еще оставался выше, чем пик из проб после орального введения, вплоть до 120 мин. Напротив, оральное введение L-ДОФА приводило к более медленному росту уровня содержания L-ДОФА в плазме, пик которого наблюдался через 15-30 мин после введения, и которое затем постепенно снижалось в течение последующих 1-2 часов.

Сравнивали также внутривенное, оральное и легочное введения. Результаты показаны на фиг.14В. Этот чертеж изображает те же данные, представленные на фиг.14А, к которым добавлены результаты, полученные в группе с внутривенным введением, что позволяет непосредственно сравнить уровни L-ДОФА в плазме после введения всеми тремя путями (внутрилегочно, орально и внутривенно). Данные представлены в виде средних величин ± стандартная ошибка измерения в мкг L-ДОФА на 1 мл крови. После внутривенного введения уровни содержания L-ДОФА в плазме быстро повышались. Наибольший уровень L-ДОФА был виден к 2 мин после введения и затем быстро снижался. Биологическую доступность оценивали, вычисляя площадь под кривой (ППК). В течение всего времени обследования (0-240 мин) относительная биологическая доступность введенного в легкие L-ДОФА составляла приблизительно 75% от биологической доступности введенного внутривенно L-ДОФА, а для введенного орально L-ДОФА - 33%. Относительная биологическая доступность при легочном введении L-ДОФА через 15 мин и 60 мин после введения составляла соответственно 38% и 62%, а при оральном введении - соответственно 9% и 24%.

Пример 9

Было также проведено исследование фармакодинамики у крыс, получивших L-ДОФА. Крысам делали односторонние инъекции нейротоксина 6-OHDA в медиальный предмозговой пучок. Затем крыс загораживали от света, чтобы обеспечить успешное истощение допамина в полосатом теле, и проводили обследование с помощью стандартного теста на индуцированное апоморфином поворачивание. Начиная с 2 недель после операции, животных тестировали еженедельно в течение 3 недель на индуцированное апоморфином вращательное поведение. Для этого теста животные получали внутрибрюшинную инъекцию апоморфина (0,25 мг/кг для первого теста и 0,1 мг/кг для последующих двух тестов) и их помещали в цилиндрический чехол из оргстекла. В течение 30 мин считали каждый поворот на 360 градусов и в поведенческом тестировании использовали только тех животных, которые давали более 200 вращений за 30 мин (12/30 пораженных животных).

Пораженных крыс после введения L-ДОФА испытывали в нескольких задачах на движение после введения L-ДОФА. Результаты этих исследований (задача на ориентацию, задача на взбадривание, акинез) дополнительно подчеркнули преимущество легочного введения перед оральным введением.

В одном из тестов животные, прошедшие обработку апоморфином, испытывались в «задаче на ориентацию». Накануне каждого дня испытания животным производили внутрибрюшинную инъекцию ингибитора периферической декарбоксилазы карби-ДОФА (200 мг/кг), как описано выше. Затем животным вводили L-ДОФА орально (0, 20 или 30 мг/кг) или внутрилегочно (0, 0,5, 1,0 или 2,0 мг L-ДОФА) и испытывали спустя 15, 30, 60 или 120 мин. В ходе тестирования с оральной или легочной доставкой L-ДОФА каждое животное получало конкретную комбинацию лекарств в рандомизованном режиме.

Фармакодинамическая «задача на ориентацию» требует, чтобы животные производили направленное движение передними конечностями в ответ на сенсорные стимулы. Крыс держали так, чтобы их лапы свисали без опоры. Затем их поднимали к боковой стороне стола так, чтобы тело было параллельно краю стола. Для каждой крысы производили 10 последовательных испытаний для каждой передней лапы и регистрировали общее число раз, когда крыса хваталась передней лапой за край стола.

Результаты тестирования в «задаче на ориентацию» приведены на фиг.15А и 15В. Базовая линия (t=0, непосредственно перед введением L-ДОФА) соответствовала тому, что животные практически безошибочно реагировали на эту задачу движением непораженной лапы, делая более чем 9/10 правильных движений. Наоборот, способность животных выполнить такую же задачу поврежденной лапой была существенно нарушена: они делали примерно 1 правильное движение в 10 испытаниях.

Оральное введение L-ДОФА (фиг.15А) давало зависящее от дозы улучшение реакции пораженной лапы крыс. При наибольшей испытанной дозе (30 мг/кг) реакция, по сравнению с контрольной группой, где вводили физиологический раствор, улучшалась в течение 30 мин и достигала пика между 1 и 2 ч после введения лекарства. Более низкая доза (20 мг/кг) также несколько улучшала реакцию с максимальным эффектом к 60 мин после введения лекарства и со стабильным поддержанием реакции после этого. После введения физиологического солевого раствора контрольной группе никаких изменений в поведении не было отмечено.

В противоположность оральному введению, после легочного введения L-ДОФА реакция животных в «задаче на ориентацию» быстро улучшалась, как видно на фиг.15В. При наивысшей испытанной дозе значимые улучшения появлялись в пределах первых 10 мин, а наилучший эффект наблюдался в течение 15-30 мин после введения лекарства (в противоположность 1-2 ч при оральном введении). Эти эффекты зависели от дозы, причем существенные улучшения наблюдались уже при таких дозах, как 0,5 мг L-ДОФА. При использовании легочного пути введения улучшение поведения наблюдалось при гораздо меньших общих дозах лекарства, чем при оральном введении. Например, степень восстановления при оральном введении 30 мг/кг L-ДОФА была сопоставимой со степенью восстановления, получаемой при легочном введении 1 мг L-ДОФА (отметим, что 1 мг введенного легочным путем L-ДОФА эквивалентен приблизительно 3 мг/кг, принимая во внимание, что вес животных был приблизительно 300 г). Таким образом, если дозы L-ДОФА нормировать к весу тела, это давало приблизительно 10-кратную разницу в количестве лекарства, дающем эквивалентный эффект. Наконец, устойчивость улучшения поведения была сравнимой при обоих путях доставки лекарства.

Результаты тестирования на взбадривание показаны на фиг.16А и 16В. Этот тест проводили на тех же животных и в то же самое время, как и описанный выше тест в «задаче на ориентацию». Крыс помещали на поверхность гладкого стола из нержавеющей стали и аккуратно толкали вбок на 90 см со скоростью приблизительно 20 см/с. Регистрировали число шагов, которые крыса делала передними лапами в ту сторону, в которую крысу толкали. Каждое испытание включало перемещение крысы по 2 раза в каждом направлении.

Животные проявляли значительное ухудшение способности выполнить эту задачу поврежденной лапой. Как видно на фиг.16А, они давали примерно 3 ответа пораженной лапой по сравнению с приблизительно 7 ответами непораженной лапы. И снова оральное введение улучшало реакцию в этом тесте с зависимостью от дозы. Введение 30 мг/кг (приблизительно 10 мг) L-ДОФА улучшало реакцию в течение 30 мин. Максимальные эффекты наблюдались в пределах 60 мин и затем оставались стабильными. Меньшая оральная доза L-ДОФА (20 мг/кг или приблизительно 7 мг L-ДОФА) незначительно улучшала реакцию. И вновь введение контрольного физиологического раствора не влияло на реакцию.

В противоположность оральному введению, после легочного введения L-ДОФА реакция животных в этой задаче быстро улучшалась, как видно на фиг.16В. Значимые улучшения появлялись в пределах первых 10 мин, а наилучший эффект наблюдался в течение 15-30 мин после введения лекарства (в противоположность 30-60 мин при оральном введении). Эти эффекты зависели от дозы, причем небольшие, но статистически достоверные улучшения наблюдались уже при таких низких дозах, как 0,5 мг (эквивалентно приблизительно 1,5 мг/кг). Как и при других функциональных тестах, после легочного введения L-ДОФА улучшение поведения наблюдалось при гораздо меньших дозах лекарства, чем те, которые были необходимы для достижения той же степени эффекта при оральном введении. Наконец, стойкость улучшения поведенческой реакции была сравнима при обоих путях доставки лекарства.

Было проведено также исследование фармакодинамики функционального акинеза. Результаты приведены на фиг.17А и 17В. Этот тест проводили на тех же животных и в то же самое время, как и два предыдущих теста. В этой задаче крысу держали так, чтобы она стояла на одной передней лапе, и позволяли ей самой перемещаться на этой лапе. Для каждой передней лапы, на которой крыса стояла, в течение 30 с регистрировали число шагов, которые она делала этой лапой.

Как уже было видно в тестах поиска места и фиксации, у животных наблюдалось выраженное поражение способности выполнять задачу акинеза пораженной лапой. В то время как крысы делали примерно 17 шагов нормальной передней лапой, они делали менее половины этого числа шагов пораженной лапой (диапазон 0-10 шагов). Оральное введение лекарства (фиг.17А) улучшало выполнение этой задачи в степени, зависящей от дозы. Введение 30 мг/кг (приблизительно 10 мг) L-ДОФА улучшало ответ в течение 30 мин и максимальные эффекты наблюдались в течение 60 мин. Меньшая оральная доза L-ДОФА (20 мг/кг или приблизительно 6,8 мг L-ДОФА) давала такой же характер восстановления, хотя абсолютная степень улучшения была несколько ниже той, которая наблюдалась при более высокой дозе L-ДОФА. Реакция оставалась стабильной в диапазоне от 60 до 120 мин после введения обеих доз. Введение контрольного физиологического раствора не влияло на реакцию.

В противоположность оральному введению, после легочного введения L-ДОФА реакция животных в этой задаче быстро улучшалась, как показано на фиг.17В. Значимые улучшения появлялись в пределах первых 10 мин, а наилучший эффект наблюдался в течение 15-30 мин после введения лекарства (в противоположность 60 мин при оральном введении). Эти эффекты зависели от дозы, причем статистически достоверные (р<0,05) улучшения наблюдались уже при такой низкой дозе, как 1,0 мг. Как и при других функциональных тестах, после легочного введения L-ДОФА улучшение поведения наблюдалось при гораздо меньших дозах лекарства, чем те, которые были необходимы для достижения той же степени эффекта при оральном введении. Наконец, стойкость улучшений поведенческой реакции была сравнима при обоих путях доставки лекарства.

Животных испытывали также в стандартном фармакодинамическом тесте на вращение. Известно, что этот тест является чувствительным и достоверным способом измерения активности допамина в мозгу. Для этого теста мышам вводили L-ДОФА либо орально (30 мг/кг или общая доза приблизительно 10 мг) или внутрилегочно (общая доза 2 мг). Такие дозы были выбраны для этого теста, так как они являются дозами L-ДОФА, которые, как было показано в предшествующих тестах, были максимально эффективны. После введения дозы лекарства мышей помещали в цилиндрический контейнер из оргстекла. Регистрировали каждый оборот на 360 градусов, их группировали в 5-минутные блоки на протяжении всего 120-минутного периода тестирования. Проводилось также тестирование животных на вращательное поведение с предварительным введением карби-ДОФА и без него.

Всем использованным в этом тесте животным делали одностороннюю инъекцию 6-OHDA - нейротоксина, специфического для допаминных нейронов мозга. Поскольку истощение допамина односторонне, то сторона, в которую не производилась инъекция, остается интактной и все еще способна реагировать на изменения в активности допамина. Если этим животным производилась инъекция агониста допамина (например, L-ДОФА), активность допамина стимулировалась преимущественно на интактной стороне. Это приводило к асимметричному стимулированию моторной активности, выражающейся в поворачивании или во вращательном поведении. Начало вращения и число оборотов являлись мерой как изменения во времени, так и степени повышения активности допамина.

Результаты представлены на фиг.18. Оральное введение L-ДОФА давало выраженную вращательную реакцию по часовой стрелке, которая была умеренной в течение первых 10-15 мин после введения L-ДОФА (менее 5 вращений на животное). В течение следующих 20 мин число поворотов значительно увеличивалось, причем максимальный уровень наблюдался примерно через 30 мин после введения L-ДОФА, что указывало на повышенную активность допамина в интактном полосатом теле мозга. В течение последующих 90 мин число поворотов постепенно снижалось, но это снижение по сравнению с максимальным уровнем не было статистически достоверным (р>0,05).

В отличие от орального введения легочная доставка L-ДОФА быстро активизировала вращательное поведение, что указывает на гораздо более быструю конверсию L-ДОФА в допамин в интактном полосатом теле. Число вращений в этой группе по меньшей мере втрое превышало число вращений, вызванных оральной доставкой лекарства в первые 10-15 мин. Число поворотов несколько повышалось, достигало пика к 25-30 мин и оставалось после этого относительно стабильным. Хотя через 120 мин после введения дозы лекарства была видна тенденции к повышенному числу вращений по сравнению с оральной доставкой, эта разница не была статистически достоверной (р>0,05). Вращательное поведение фактически отсутствовало у животных, которые не подвергались предварительному введению карби-ДОФА (данные не приведены).

Пример 10

Задачей следующего опыта является проверка относительной биологической доступности различных композиций, содержащих по меньшей мере частицы-носители и по желанию агент. Если не указано иное, то там, где использовались высушенные распылительной сушкой частицы, они были приготовлены в соответствии с этапами, описанными в приведенных выше примерах. Характеристики приготовленных частиц находились в раскрытых выше диапазонах. Рецептуры показаны далее в Таблице 10.

Тесты были проведены с различными составами с салметеролом. Если не указано иное, для приготовления частиц был использован микронизованный ксинафоат салметерола. Два из таких составов приведены в табл. 10 как состав 1 (F1) и состав 2 (F2). Состав F1 был следующим: 69% ДПФХ/20% цитрат натрия/10% хлорид кальция/1% салметерол. Состав F2 был следующим: 29,5% ДПФХ/29,5% ДПФЭ/20% лактоза/20% цитрат натрия/1% салметерол. Для сравнения были приготовлены составы F1 и F2 без салметерола. В опытах по оценке действия F1 и F2 были использованы контрольные составы с салметеролом, соответственно SX1 и SX2.

Таблица 10
Содержание компонентов в составах (в мас.%) СалметеролДПФХДПФЭЦитрат NaХлорид СаЛактозаF1169-2010-F1 без салметерола070-2010-F2129,529,520-20F2 без салметерола0303020-20

Для приготовления предназначенного для распылительной сушки раствора F1 в 300 мл воды растворяли 200 мг цитрата натрия и 100 мг хлорида кальция. В 700 мл EtOH растворяли 690 мг ДПФХ и 10 мг салметерола. Оба раствора объединяли, получая 1 л раствора в смеси 70% EtOH/30% вода, всего 1 г твердых веществ на 1 л раствора.

Для приготовления предназначенного для распылительной сушки раствора F2 в 300 мл воды растворяли 200 мг цитрата натрия и 200 мг лактозы. В 700 мл EtOH растворяли 295 мг ДПФХ, 295 мг ДПФЭ и 10 мг салметерола. Оба раствора объединяли, получая 1 л раствора в смеси 70% EtOH/30% вода, всего 1 г твердых веществ на 1 л раствора.

Эти приготовленные для сушки растворы подвергали распылительной сушке, как описано выше, получая сухие частицы, которые были использованы в описанных далее опытах.

Пример 11

Для введения были приготовлены составы с сухими частицами (частицы AIR), полученными, как описано выше. Частицы AIR, в данном случае высушенные распылительной сушкой F1 и F2 без салметерола, были помещены в капсулу и взвешены. После этого необходимые активные соединения (F1, F2) наносили на поверхность частиц AIR и снова производили взвешивание. Конкретно, состав F1 помещали вместе с составом F1 без салметерола и состав F2 помещали вместе с составом F2 без салметерола. Конечная масса содержимого капсулы в сумме составляла 1,0 мг. Капсулу закрывали и содержимое перемешивали многократным переворачиванием капсулы. В результате этого процесса в капсуле получали «смесь», которую вводили в этих опытах.

Для испытуемых составов Serevent^® были приготовлены в качестве активных компонентов Serevent^® 1 и Serevent^® 2. Serevent^® - это зарегистрированная торговая марка фирмы GlaxoWellcome, Research Triangle, NC. Это состав с ксинафоатом салметерола, представляющим собой рацемическую форму соли салметерола и 1-окси-2-нафтойной кислоты. Активный компонент состава - это основание салметерол, высокоселективный бета₂-адренергический расслабитель бронхов. Химическое название ксинафоата салметерола: 4-окси-α¹-[[[6-(4-фенилбутокси)гексил]амино]метил]-1,3-бензендиметанол 1-окси-2-нафтален-карбоксилат.

В основном следовали описанной выше методике заполнения капсул. Однако в испытуемых составах с Serevent^® 1 и Serevent^® 2 частицы AIR не использовали. Вместо этого в капсулу вначале помещали микронизованный порошок лактозы и взвешивали. После этого на порошок лактозы наносили Serevent^®. Как и ранее, конечная масса содержимого капсулы в сумме составляла 1,0 мг. Капсулу закрывали и содержимое перемешивали многократным переворачиванием капсулы. В результате этого процесса в капсуле получали «смесь». Наконец, в опытах использовали два содержащих салметерол контрольных состава, SX1 и SX2, в которых Serevent^® был смешан с частицами AIR без салметерола (частицы-носители). Вначале в капсулы помещали частицы AIR, в данном случае частицы F1 без салметерола, и взвешивали. После этого на частицы AIR наносили Serevent^®. Как и выше, суммарная масса содержимого капсулы составляла 1,0 мг. Капсулу закрывали и содержимое перемешивали многократным переворачиванием капсулы. В результате этого процесса в капсуле получали «смесь», которую вводили в этих опытах.

Пример 12

Для оценки функции легких у морских свинок использовали метод плетизмографии с регистрацией изменений объема всего тела. Наркотизированным животным вводили испытуемые составы путем внутритрахейного вдувания. Эта система позволяла время от времени повторно вводить индивидуальным морским свинкам распылением провокационную пробу метахолина. В качестве маркера защиты от индуцируемого метахолином сокращения бронхов использовали специфический показатель PenH, рассчитываемый на основе параметров потока воздуха как мера сопротивления дыхательных путей.

Конкретно, использовали плетизмографическую систему без фиксации BUXCO для измерения изменений объема всего тела с компьютерной программой определения легочных функций BUXCO ХА (BUXCO Electronics, Inc., Sharon, CT). Этот протокол описан в работах Silbaugh and Mauderly: "Noninvasive Detection of Airway Constriction in Awake Guinea Pigs". //American Physiological Society. 1984. Т.84. С.1666-1669; и Chong и др.: "Measurements of Bronchoconstriction Using Whole-Body Plethysmograph: Comparison of Freely Moving Versus Restrained Guinea Pigs". //Journal of Pharmacological and Toxicological Methods. 1998. Т.39, №3. С.163-168. До любого экспериментального воздействия измеряли базовые значения легочной функции (гиперреактивность дыхательных путей). Затем гиперреактивность дыхательных путей определяли в различные моменты времени (2-3, 16, 24 и 42 ч) после введения составов с салметеролом в ответ на введение физиологического раствора или метахолина. По данным, полученным между 4 и 9 мин после введения физиологического раствора или метахолина, рассчитывали среднее значение PenH. Для каждого экспериментального животного в каждой временной точке рассчитывали процентное отношение PenH к базовому значению PenH. Затем усредняли величины для животных, получавших один и тот же состав, для получения в каждый заданный момент времени средней реактивности в группе (± стандартная ошибка).

Самцов морских свинок Hartley получали от Elm Hill Breeding Labs (Chelmsford, MA). Порцию порошка (1 мг в капсуле) переносили в камеру для вдувания образцов устройства для вдувания морским свинкам (Penn Century, Philadelphia, PA). Трубку порошковдувателя для доставки препаратов вводили животным через рот в трахею и продвигали до тех пор, пока конец ее не достигал места примерно в сантиметре от киля трахеи (первое ветвление). Объем воздуха для доставки порошка из камеры для образцов вдувателя составлял 3 мл и поступал из шприца на 10 мл. Чтобы до предела увеличить доставку порошка морской свинке, поршень цилиндра еще два раза наполняли воздухом и опустошали, получая три вдувания воздуха на каждую дозу порошка. Пробы метахолина вводили в моменты времени 2-3, 16 и 24 часа после введения порошка.

Тесты повторяли с использованием ингредиентов составов и их количеств, указанных в Таблице 11.

Таблица 11 Салметерол (%)Масса салметерола в распылительно высушенном составе в частицах AIR (мкг)Масса салметерола в Serevent (мкг)Общая масса частиц AIR, содержащих салметерол (мкг)Общая масса порошка Serevent, содержащего салметерол (мкг)Вес частиц AIR без салметерола (носители) (мкг)Вес микронизованного порошка лактозы (мкг)Общая масса (мг)F1 (0,5)10,5 50 950 1F1 (1,0)11 100 900 1F1 (2,0)12 200 800 1F1 без салмет.00 0 1000 1F2 (0,5)10,5 50 950 1F2 (1,0)11 100 900 1F2 (2,0)12 200 800 1F2 без салмет.00 0 1000 1SX1 (0,5)0,4 0,5 125875 1SX2 (1,0)0,4 1 250750 1Serevent 10,4 0,5 125 8751Serevent 20,4 1 250 7501

Пример 13

В одном из опытов действовали по процедурам Примера 12. Животным вводили составы F1 (0,5), F1 (1,0), F1 (2,0), SX1 (0,5) и SX2 (1,0), описанные в Таблице 11. Составы серии F1 содержат салметерол, ДПФХ, цитрат натрия и хлорид кальция. На основании параметров потока воздуха был рассчитан и зарегистрирован для каждого животного показатель PenH (продленная пауза или измерение сопротивления потоку воздуха). Животных наблюдали и тестировали в течение 25 часов. Результаты представлены на фиг.19. Составы SX содержат Serevent™ - коммерческую форму салметерола. Содержащие салметерол частицы AIR (серия F1 в Таблицах 10 и 11) при сравнении проявляют преимущество перед содержащими Serevent составами (SX1 (0,5) и SX2 (1,0) в Таблице 11), если они смешаны с частицами AIR без салметерола (называемыми контролями или частицами плацебо). Составы F1 обычно вызывали меньшее сопротивление дыхательных путей, чем составы SX. Кроме того, все составы F1 неизменно вызывали меньшее сопротивление дыхательных путей, чем SX1 (0,5). Начиная примерно с 10 ч после введения, все составы F1 вызывали достоверное и длительное снижение сопротивления дыхательных путей по сравнению и с SX1, и с SX2.

Пример 14

В другом опыте, в соответствии с процедурами Примера 12, животным вводили составы F2 (0,5), F2 (1,0), F2 (2,0), SX1 (0,5) и SX2 (1,0), которые описаны в Таблице 11. Составы серии F2 содержат салметерол, ДПФХ, ДПФЭ, цитрат натрия и лактозу. На основании параметров потока воздуха был рассчитан и зарегистрирован для каждого животного показатель PenH (продленная пауза или измерение сопротивления потоку воздуха). Животных наблюдали и тестировали в течение 25 часов. Результаты представлены на фиг.20. Составы SX содержат Serevent - коммерческую форму салметерола. Содержащие салметерол частицы AIR (серия F2 в Таблицах 10 и 11) при сравнении проявляют преимущество перед содержащими Serevent составами (SX1 (0,5) и SX2 (1,0) в Таблице 11), если они смешаны с частицами AIR без салметерола (называемыми контролями или частицами плацебо). Составы F2 обычно вызывали меньшее сопротивление дыхательных путей, чем составы SX. Кроме того, все составы F2 неизменно вызывали меньшее сопротивление дыхательных путей, чем SX1 (0,5).

Пример 15

В другом опыте следовали процедурам, описанным выше. Животным вводили составы F1 (0,5), F1 (1,0), F1 (2,0), Serevent 1 (0,5) и Serevent 2 (1,0), описанные в Таблице 11. Результаты сравнения составов с Serevent с составами серии F1 (данные не приведены) согласуются с результатами сравнения составов SX с составами серии F1. Важно, что эти результаты показывают, что частицы AIR (контроли или плацебо), когда они были использованы как носители, действовали столь же хорошо, если не лучше, чем лактоза. Лактоза разрешена Федеральным фармакологическим агентством (Federal Drug Agency, FDA) и является коммерчески доступным носителем. Однако лактоза не может проникать в толщу легких. Как показано в Примере 3, частицы AIR проникают в толщу легких и способны сопровождать необходимый агент, такой как салметерол, в данном опыте или сопутствовать ему до места отложения агента.

Пример 16

В другом опыте следовали процедурам, описанным выше. Животным вводили составы F2 (0,5), F2 (1,0), F2 (2,0), Serevent 1 (0,5) и Serevent 2 (1,0), описанные в Таблице 11. И снова результаты, полученные при сравнении составов с Serevent с составами серии F2 (данные не приведены), согласуются с результатами сравнения составов SX с составами серии F2. Эти результаты подтверждают выводы, полученные выше в Примере 15.

Хотя настоящее изобретение было конкретно продемонстрировано и описано со ссылкой на его предпочтительные осуществления, для специалистов в данной области будет понятно, что в форму и детали осуществления изобретения могут быть внесены различные изменения, не выходящие за границы изобретения, очерченные прилагаемой формулой.

Изобретение относится к способам доставки агента в легочную систему за один активируемый вдохом этап или за один вдох. Способ включает введение из резервуара, содержащего массу частиц, в респираторный тракт индивидуума частиц, которые имеют плотность заполнения менее 0,4 г/см³. По меньшей мере 50% от массы частиц, содержащихся в резервуаре, доставляется в легочную систему индивидуума. По меньшей мере 75% частиц имеют фракцию мелких частиц размером менее 6,8 мкм. Частицы способны нести агенты, например биологически активные агенты. С помощью способа доставки по настоящему изобретению можно ввести в легочную систему с большой эффективностью большую единичную дозу агента: по меньшей мере 5 мг агента. При этом используется простое недорогое устройство, которое повышает эффективность доставки и минимизирует потери лекарства, снижается частота введения дозы, что способствует улучшению в соблюдении пациентами режимов лечения и профилактики. 4 н. и 19 з.п. ф-лы, 20 ил., 11 табл.

1. Способ доставки агента в легочную систему в одном активируемом вдохом этапе, включающий введение частиц, содержащих агент, из резервуара, содержащего массу частиц, в респираторный тракт индивидуума, в котором

i) по меньшей мере, приблизительно 50% от массы частиц, содержащихся в резервуаре, доставляется в легочную систему индивидуума;

ii) по меньшей мере, приблизительно 5 мг агента доставляется в легочную систему индивидуума,

iii) по меньшей мере, 75% частиц имеют фракцию мелких частиц размером менее 6,8 мкм и

iv) частицы имеют плотность заполнения менее чем 0,4 г/см³.

i) частицы, вводимые в респираторный тракт индивидуума, имеют плотность заполнения менее чем 0,4 г/см³;

ii) а) по меньшей мере, 50% частиц имеют фракцию мелких частиц размером менее 4,0 мкм и/или

б) по меньшей мере, 75% частиц имеют фракцию мелких частиц размером менее 6,8 мкм и

iii) по меньшей мере приблизительно 50% от массы частиц, содержащихся в резервуаре, доставляется в легочную систему индивидуума.

i) частицы имеют плотность заполнения менее чем приблизительно 0,4 г/см³;

ii) по меньшей мере, приблизительно 5 мг агента доставляется в легочную систему индивидуума и

iii) по меньшей мере, 75% частиц имеют фракцию мелких частиц размером менее 6,8 мкм.

i) по меньшей мере 50% частиц имеют фракцию мелких частиц размером менее 4,0 мкм и/или

ii) по меньшей мере, 75% частиц имеют фракцию мелких частиц размером менее 6,8 мкм.

i) создание частиц-носителей, имеющих плотность заполнения менее 0,4 г/см³;

ii) создание композиции, которая содержит, по меньшей мере, один агент;

iii) смешивание частиц-носителей, полученных на стадии (i), и композиции, полученной на стадии (ii), с образованием пригодной к вдыханию композиции и

iv) введение пригодной к вдыханию композиции, полученной на стадии (iii), из резервуара, содержащего массу частиц, в респираторный тракт индивидуума в одном вдохе, причем

а) по меньшей мере, 50% частиц-носителей имеют фракцию мелких частиц размером менее 4,0 мкм и/или

б) по меньшей мере, 75% частиц-носителей имеют фракцию мелких частиц размером менее 6,8 мкм и

с) по меньшей мере, приблизительно 50% от массы, содержащейся в резервуаре пригодной к вдыханию композиции, доставляется в легочную систему индивидуума.