РАЗЛАГАЕМЫЙ УДАЛЯЕМЫЙ ИМПЛАНТАТ ДЛЯ НЕПРЕРЫВНОГО ВЫСВОБОЖДЕНИЯ АКТИВНОГО СОЕДИНЕНИЯ Российский патент 2016 года по МПК A61K9/16 A61K9/26 A61F2/00 A61M31/00 

Область изобретения

Настоящее изобретение относится к имплантируемому депонирующему полимерному устройству, которое легко вводится в подкожную область, извлекается, если возникает необходимость, и разлагается, когда функция доставки лекарственного средства завершена. Может быть включено одно или множество лекарственных средств. Устройство предоставляет такую степень гибкости, при которой загрузку лекарственного средства и полимерные свойства, выбранные для матрикса, можно подобрать индивидуально, чтобы лекарственное средство отвечало специфическим потребностям пациента.

Уровень техники

Имплантируемые устройства для доставки лекарственных средств известны в данной области. Устройство имплантируют в организм человека или животного хирургическим путем, и далее лекарственное средство высвобождается наиболее эффективным образом. Такие имплантируемые системы доставки лекарственных средств особенно пригодны для доставки лекарственных средств с постоянной скоростью в течение продолжительных периодов времени. Примеры имплантатов для доставки лекарственных средств такого типа включают Norplant®, Lupron Depot® и Gliadel Wafer®.

В известной области имплантируемых систем доставки лекарственных средств активный ингредиент заключен в материал матрикса, который имеет цилиндрическую форму достаточно малого размера для подкожной имплантации посредством полой иглы. Недостаток таких систем доставки заключается в том, что существует период задержки между имплантацией и доставкой лекарственного средства вследствие того, что жидкостям организма приходится проникать в имплантат и разлагать полимерный матрикс. Это также зачастую ведет к нарушениям в профиле высвобождения.

Кроме того, ни одна из таких систем не была рассчитана на то, чтобы доставлять два или более лекарственных средств одновременно. Применение имплантируемой системы доставки лекарственных средств кардинально бы возросло, если бы это стало доступным. Нередко лечение болезненного состояния становится более эффективным, когда терапия включает два или более активных средств, которые могут действовать совместно более всесторонним, синергическим или более дополняющим друг друга образом. Примером этого могло бы быть лечение или профилактика инфекции, когда представители двух разных классов антибиотиков высвобождаются из единой депонирующей системы. Активность каждого антибиотика нацелена на разные бактериальные штаммы и, таким образом, обеспечивает более широкого действия терапию. Другим примером применения была бы доставка обезболивающих лекарственных средств. Непрерывное высвобождение обезболивающих средств может обеспечить долгие безболезненные периоды времени для пациента, что является значительным достижением по сравнению с подъемами и падениями концентрации лекарственного средства в плазме, присущими пероральной терапии. Кроме того, результатом непрерывного высвобождения многочисленных обезболивающих лекарственных средств, имеющих различные механизмы действия, может стать значительно более эффективное устранение боли.

Еще более убедительный пример мультилекарственного депо можно найти при лечении инфекционных заболеваний, например, ВИЧ (вирус иммунодефицита человека) и HBV (вирус гепатита B). Для стандартной терапии при ВИЧ требуется "коктейль" по меньшей мере из трех лекарственных средств. Терапия с непрерывным высвобождением при ВИЧ может значительно способствовать соблюдению предписанного режима терапии (уменьшение применения таблеток) и уменьшению риска развития невосприимчивости к терапевтическим активным веществам. Ценность такой терапии дополнительно бы возросла, если бы имплантируемая лекарственная форма с непрерывным высвобождением содержала все компоненты коктейля из лекарственных средств, а не содержала одно средство с непрерывным высвобождением, с приемом других средств перорально. Другими инфекционными заболеваниями, которые выиграли бы от такого типа терапии, являются малярия, грипп, туберкулез и гепатит C. Мультилекарственное депо также можно было бы использовать в профилактической практике для популяций высокого риска, например, при профилактике ВИЧ-инфекций.

Разделение лекарственной формы двух активных веществ может существенно усилить стабильность, увеличить загрузку каждого лекарственного средства и предоставляет гибкость состава, при которой одно лекарственное средство может быть включено в рецептуру для более быстрого или более медленного высвобождения, или дозировка одного лекарственного средства увеличивается или уменьшается в зависимости от состояния пациента.

Способность извлекать устройство после имплантации является важной вследствие того, что многие лекарственные средства с непрерывным высвобождением являются сильнодействующими и могут вызвать тяжелые, даже угрожающие жизни, реакции. Даже совместное прессование микрочастиц или пеллетов, как описано в US 2001/0026804, не гарантирует, что устройство является удаляемым вследствие того, что поскольку одно устройство находится в контакте с физиологической средой, пеллеты или микрочастицы вскоре отделяются друг от друга, делая невозможным полное извлечение.

В US2004/0082937 описано имплантируемое устройство для контролируемого высвобождения гормона. Устройство включает субстрат с множеством резервуаров, каждый из которых содержит систему высвобождения, которая является электрически контролируемой. В US2006/0269475 описана полимерная многослойная структура, имеющая заранее заданный особый профиль, изготовленный посредством микротехнологии, содержащий заранее заданные резервуары и каналы, содержащие лекарственное средство. Полимерная многослойная структура является биоразлагаемой, но обладает большим сроком жизни, чем время проводимой терапии. Геометрический профиль полимерной структуры контролирует доставку терапевтических средств все время, пока продолжается доставка терапевтических средств. Устройство производят из слоев, которые сплавляются вместе при повышенной температуре, что может вызвать значительную деформацию формы резервуара, ведущую к значительным изменениям в суммарной загрузке лекарственного средства в устройство или в скорости высвобождения лекарственного средства. Кроме того, этот подход к загрузке устройства лекарственным средством с использованием пустот или каналов обладает ограниченной емкостью для лекарственного средства.

Краткое описание фигур

Фиг.1

Экструдированная из поли(диоксанона) и обработанная лазером трубка. Диаметр отверстий составляет 50 микрон, число рядов отверстий составляет 40, число отверстий в ряду составляет 60. Общее число отверстий составляет 2400. Общая длина трубки составляет 30 мм, и общая длина трубки, содержащая отверстия, составляет 20 мм. Внутренний диаметр трубки составляет 3 мм.

Фиг.2

Поперечное сечение электроспряденной поли(диоксаноновой) трубки. Толщина стенки составляет 500 микрон. Внутренний диаметр составляет 2 мм.

Фиг.3

Поверхность электроспряденной поли(диоксаноновой) трубки. Волокна расположены хаотично, и размер отверстий, образованных сетью волокон, находится в диапазоне от 1 до 20 микрон.

Фиг.4

Оптические микрофотографии микрочастиц, содержащих 70% масс./масс. TMC278 и 30% масс./масс. PLGA 50/50 1A. Увеличение 100×.

Фиг.5

Оптическая микрофотография микрочастиц, содержащих 70% масс./масс. TMC114 и 30% масс./масс. PLGA 50/50 2A. Увеличение 500×.

Описание изобретения

Настоящее изобретение относится к разлагаемому, удаляемому, фармацевтическому имплантату для непрерывного высвобождения одного или нескольких лекарственных средств у индивидуума, где фармацевтический имплантат состоит из трубки, состоящей из наружной стенки, сделанной из разлагаемого полимера, полностью окружающей полость, где наружная стенка имеет множество отверстий, и где полость содержит один или несколько наборов микрочастиц, в которых микрочастицы содержат активное вещество или комбинацию двух или более активных веществ, и где размер микрочастиц выбран таким образом, что большинство микрочастиц не может пройти через отверстия.

Трубка состоит из разлагаемого полимера. Микрочастицы содержат активный ингредиент или комбинацию двух или более активных ингредиентов и разработаны таким образом, чтобы они высвобождали активный ингредиент при контакте с жидкостями организма. Разлагаемый полимер, из которого изготовлена трубка, выбран таким образом, что он по существу не разлагается до тех пор, пока не произошло по существу полное высвобождение активного ингредиента или ингредиентов из микрочастиц. Выбор типа микрочастиц и их относительного количества обусловлен специфическими потребностями пациента.

В настоящем документе термин «разлагаемый» или «биоразлагаемый» означает разлагаемый субъектом, в частности животным, более конкретно человеком, использующим имплантат по настоящему изобретению. Процесс разложения у индивидуума может быть, например, ферментативным или гидролитическим процессом.

В одном из вариантов осуществления трубка содержит два или более наборов микрочастиц, каждый набор содержит отличный от других активный ингредиент. Это позволяет создать мультидепонирующую систему, в которую необходимо ввести комбинацию лекарственных средств. В конкретном варианте осуществления мультидепонирующая система содержит по меньшей мере два и, в частности три, анти-ВИЧ препарата, и имплантат применяют в анти-ВИЧ терапии, которая основана на введении комбинации анти-ВИЧ препаратов.

Таким образом, один из вариантов осуществления настоящего изобретения относится к разлагаемому удаляемому фармацевтическому имплантату для непрерывного высвобождения одного лекарственного средства у индивидуума, где фармацевтический имплантат состоит из трубки, содержащей наружную стенку из разлагаемого полимера, полностью окружающей полость, где наружная стенка имеет множество отверстий, и где полость содержит один или несколько наборов микрочастиц, в которых микрочастицы содержат указанное лекарственное средство, и где размер микрочастиц выбран таким образом, что большинство микрочастиц не может пройти через отверстия. В частности, полость содержит один набор микрочастиц, которые содержат лекарственное средство.

Один из вариантов осуществления настоящего изобретения относится к разлагаемому удаляемому фармацевтическому имплантату для непрерывного высвобождения двух лекарственных средств у индивидуума, где фармацевтический имплантат состоит из трубки, содержащей наружную стенку из разлагаемого полимера, полностью окружающей полость, где наружная стенка имеет множество отверстий и где полость содержит два набора микрочастиц, каждый из которых содержит различные лекарственные средства, и где размер микрочастиц выбран таким образом, что большинство микрочастиц не может пройти через отверстия.

Один из вариантов осуществления настоящего изобретения относится к разлагаемому удаляемому фармацевтическому имплантату для непрерывного высвобождения двух или более лекарственных средств у индивидуума, где фармацевтический имплантат состоит из трубки, содержащей наружную стенку из разлагаемого полимера, полностью окружающую полость, где наружная стенка имеет множество отверстий, и где полость содержит один или несколько наборов микрочастиц, которые содержат указанные лекарственные средства, где набор микрочастиц содержит все лекарственные средства, содержит комбинацию двух или более лекарственных средств, но не все лекарственные средства, или содержит одно лекарственное средство, и где размер микрочастиц выбран таким образом, что большинство микрочастиц не может пройти через отверстия. В одном из вариантов осуществления, когда набор микрочастиц содержит все лекарственные средства, тогда предпочтительно в имплантате присутствует только один набор микрочастиц. В одном из вариантов осуществления каждый набор микрочастиц содержит отличное от других лекарственное средство.

Стенка трубки содержит отверстия, позволяющие физиологической жидкости проникнуть во внутреннюю полость, таким образом, позволяя физиологической жидкости экстрагировать лекарственное средство или лекарственные средства из микрочастиц и дополнительно облегчают диффузию физиологической жидкости, загруженной лекарственным средством, из внутренней части трубки во внешнее пространство. Отверстия сформированы таким образом, чтобы позволить проникновение физиологической жидкости, но они слишком малы для того, чтобы микрочастицы просочились из внутренней части трубки. Некоторые микрочастицы могут выйти из имплантата, но размер отверстий и размер микрочастиц спроектированы таким образом, что большинство их заперто в полости имплантата. То, что большинство микрочастиц заперто в полости имплантата, означает, что по меньшей мере 85% масс./масс. микрочастиц заперто в полости имплантата; предпочтительно по меньшей мере 90% масс./масс.; более предпочтительно по меньшей мере 95% масс./масс.; даже более предпочтительно по меньшей мере 98% масс./масс. или 99% масс./масс. микрочастиц заперто в полости имплантата. В одном из вариантов осуществления размер микрочастиц выбран таким образом, что микрочастицы не могут пройти через отверстия.

Там, где присутствует более одного набора микрочастиц, каждый набор микрочастиц может быть спроектирован так, чтобы разлагаться в диапазоне скоростей посредством изменения свойств полимера, применяемого в производстве каждой из микрочастиц в наборе. Это обеспечивает доставку лекарственного средства на протяжении продолжительного периода времени. Скорость разложения полимера, из которого состоит цилиндрическая трубка меньше, чем скорость разложения микрочастиц. Это обеспечивает то, что имплантат с его содержимым можно изъять в случае возникновения нежелательных явлений.

Таким образом, имплантируемый удаляемый разлагаемый имплантат по настоящему изобретению функционирует как депонирующая система, которая может доставлять один или несколько активных ингредиентов в течение продолжительного периода времени. Имплантат по изобретению является перфорированной трубкой, которая содержит один или несколько наборов микрочастиц, каждый набор микрочастиц содержит одно или несколько активных средств. Выбор типов активных веществ для доставки, а также скорость, с которой они доставляются, можно подобрать, исходя из потребностей пациента.

Трубка, заключающая в себе микрочастицы, состоит из биологически совместимого биоразлагаемого полимера. Необходимо тщательно выбирать материал композиции трубки, таким образом, чтобы трубка разлагалась после разложения микрочастиц. Это позволяет изъять систему доставки лекарственного средства в случае возникновения нежелательного явления. Биоразлагаемые полимеры легко распадаются на маленькие сегменты под воздействием влажной ткани организма. Эти сегменты затем или абсорбируются организмом, или выходят из организма. Более конкретно, подвергнутые биоразложению сегменты не вызывают постоянную хроническую реакцию на инородное тело вследствие того, что они абсорбируются организмом или выходят из организма, таким образом, что никакого постоянного следа или остатка сегмента не остается в организме. Биоразлагаемые полимеры можно также обозначить, как биорассасывающиеся полимеры, и оба термина можно использовать взаимозаменяемо в контексте настоящего изобретения.

Подходящие биологически совместимые биоразлагаемые полимеры включают алифатические сложные полиэфиры, полиаминокислоты, сополимеры простых и сложных эфиров, полиалкиленоксалаты, полиамиды, полииминокарбонаты, полиортоэфиры, сложные полиоксаэфиры, сложные полиамидоэфиры, сложные полиоксаэфиры, содержащие аминогруппы, полиангидриды, полифосфазены и их смеси. Для целей настоящего изобретения алифатические сложные полиэфиры в качестве неограничивающих примеров включают гомополимеры и сополимеры лактида (включая d-, l- и мезо-молочную кислоту, и d-, l- и мезо-лактид), гликолид (включая гликолевую кислоту), ε-капролактон, п-диоксанон (1,4-диоксан-2-он) и триметилен карбонат. В одном из вариантов осуществления биологически совместимые биоразлагаемые полимеры являются сополимерами лактида (включая d-, l- и мезо-молочную кислоту и d-, l- и мезо-лактид) и гликолид (включая гликолевую кислоту). В другом варианте осуществления биологически совместимый биоразлагаемый полимер является гомополимером полидиоксанона.

В одном из вариантов осуществления трубка произведена посредством электростатического прядения. При электростатическом прядении электрическую силу применяют для трансформации растворов полимеров в волокна. Спряденные волокна чрезвычайно тонкие и беспорядочно ориентированы во всех направлениях. Волокна можно спрясть на мандрели таким образом, чтобы непрерывно добавлять волокна до тех пор, пока не образуется трубка. Диаметр мандрели определяет внутренний диаметр трубки с практической точки зрения для обеспечения способности вмещать достаточно микрочастиц и быть легко имплантируемой с применением троакара, диаметр мандрели должен находиться предпочтительно в диапазоне от 1 до 5 мм.

Толщину волокон можно контролировать посредством варьирования концентрации полимера в растворе, который подвергается электростатическому прядению. Однако для получения пригодных волокон требуется минимальная концентрация полимера, и вне определенной концентрации полимера невозможно спрясть пригодные волокна. Хотя диапазон может колебаться в зависимости от характеристической вязкости полимера, стандартный диапазон составляет 1-30% масс./об.

Как указано выше, дизайн трубки таков, что ее можно извлекать полностью с ее содержимым в случае нежелательного явления. Извлечение проводят посредством пальпирования места имплантации, нахождения трубки посредством прикосновения, произведения небольшого надреза кожи, примыкающей к трубке, и изъятия трубки через надрез. Предполагается, что трубка обладает механическими свойствами, позволяющими оставаться интактной во время этого процесса. Характеристическая вязкость полимера, применяемого для производства трубки, является самым важным фактором, влияющим на механические свойства. Чтобы достичь адекватных механических свойств, диапазон характеристической вязкости предпочтительно составляет 1,5-2,5 дл/г.

Пористость электростатически спряденной трубки (наличие отверстий в электростатически спряденной трубке) контролируется в большой степени толщиной стенок трубки и диаметром спряденного волокна. Более широкие стенки получают посредством большего количества волокон, накрученных на мандрель, создающих большую толщину. Благодаря беспорядочной ориентированности волокон в сети, которая формируется по мере добавления волокон, общая пористость трубки уменьшается. Присутствие пор необходимо ввиду того, что она обеспечивает возможность проникновения окружающей физиологической жидкости в трубку для облегчения диффузии активного средства или средств из микрочастиц внутрь. Пористость является мерой полых пространств в материале и определяется как доля или процент от общего объема, занятого мельчайшими открытыми пространствами. В форме уравнения пористость является объемом пустот, поделенным на общий объем, выраженный как дробное число от 0 до 1, или как процент от 0 до 100%. Пористость должна быть ограничена ввиду того, что внутри трубки должны располагаться микрочастицы. С другой стороны, пористость не может быть минимизирована до размера, когда у физиологической жидкости создается препятствие для проникновения внутрь трубки. Оптимально пористость должна быть в диапазоне от 60 до 90%, и это можно осуществить при изготовлении трубок с толщиной стенок в диапазоне от 50-500 микрон. Например, этим способом можно получать отверстия в диапазоне от 1 до 20 микрон. Кроме того, толщина стенки не должна быть настолько избыточна, чтобы понижать гибкость трубки.

Альтернативно, трубку можно изготовить посредством экструзионного процесса, с последующим лазерным сверлением дырочек (отверстий) заранее определенного размера в заранее определенном профиле. Как описано выше, полимер, который применяют для производства трубки, является биоразлагаемым. Предпочтительным биоразлагаемым полимером является тот, который является мягким и поэтому гибким. Примерами полимеров в этой предпочтительной группе являются поликапролактон и полидиоксанон. В этом случае наиболее важным является выбор характеристической вязкости полимера. Характеристическая вязкость должна быть такой, которая позволяет легко экструдировать полимер и легко протравливать его лазером в заранее определенном профиле. В химии полимеров внутренняя вязкость связана с молярной массой через уравнение Марка-Хаувинка. Практическим способом для определения внутренной вязкости является определение с помощью вискозиметра Уббелоде. Характеристическая вязкость и внутренная вязкость тесно связаны. Внутренная вязкость определяется как характеристическая вязкость в пределе неограниченного разведения. На графике характеристическая вязкость против концентрации раствора, отрезок y (при c=0) равен внутренной вязкости. Как и в случае электростатического прядения, трубка должна обладать определенными механическими свойствами, чтобы ее можно было вынуть через незначительный разрез в случае нежелательного явления. Характеристическая вязкость полимера напрямую влияет на механические свойства трубки. Чтобы соответствовать всем этим критериям, диапазон характеристической вязкости полимера должен предпочтительно колебаться от 0,5 до 5 дл/г.

Чтобы достичь формы, подобной трубке, полимер экструдируют из экструдера, оборудованного соответствующим образом спланированной головкой. Для поддержания постоянного внутреннего диаметра через центр трубки можно продувать поток воздуха. Альтернативно, трубку можно экструдировать вдоль по мандрели нужного размера. Так же, как и в случае с электростатически спряденной трубкой, внутренний диаметр может колебаться от 1 до 5 мм. Минимальная толщина стенки составляет предпочтительно по меньшей мере 25 микрон; ниже этого значения стенка не будет обладать достаточной механической целостностью, и использование трубки было бы затруднительным. Максимальная толщина стенки предпочтительно не должна превышать 500 микрон; выше этого значения пространство внутри трубки будет ограничено ввиду того, что общий диаметр трубки ограничен для ее удобного расположения в подкожном пространстве. Кроме того, при большой толщине стенки гибкость трубки снижается в ущерб удобству пациента, а увеличение пути диффузии снижает скорость диффузии активного(ых) вещества(веществ) из внутренней части трубки. Предпочтительно диапазон толщины трубки составляет 50-500 микрон. Наружный диаметр трубки предпочтительно не должен превышать 5 мм; выше этого значения имплантат будет слишком большим для удобного расположения под кожей.

Поры (отверстия) протравливают в стенке трубки посредством травления с использованием низкоэнергетического лазера. Заготовка трубки насаживается на установку для лазерной обработки и подвергается действию энергии лазерных лучей для формовки имплантируемого устройства, имеющего желаемую геометрическую форму, или профиля, получаемого из нее. Низкая энергия важна, чтобы предотвратить нагревание полимера, что могло бы повлечь пониженную воспроизводимость формы и диаметра пор или даже привести к разложению полимера. На наружной поверхности трубки дырочки или поры имеют минимальный диаметр 10 микрон, поры с наименьшим диаметром, которые лазер способен воспроизводить при сверлении. Верхний предел диаметра можно определять по размеру частиц. Чтобы предотвратить потерю большинства микрочастиц через отверстия, необходимо, чтобы диаметр поры на внутренней поверхности трубки был меньше порядка величины, большего или такого же, как порядок величины наименьшего диаметра микрочастиц в распределении микрочастиц, применяемых в составе для заполнения трубки. (Лазерное травление может привести к тому, что диаметр отверстия на наружной поверхности трубки будет больше, чем диаметр отверстия на внутренней поверхности трубки.)

Профиль дырочек передается на устройство посредством шаблона. Шаблон, обладающий желаемой геометрией или профилем, помещают поверх субстрата, и лазерный луч передает предполагаемый профиль на субстрат. Установка для лазерной обработки содержит координированную многодейственную установку, которая передвигает лазерный луч в одном направлении, а субстрат в другом направлении во время травления. Лазерный луч проецируется через шаблон и охлаждает путем абляции биорассасывающийся материал, таким образом, передавая устройству геометрическую форму или конфигурацию, соответствующую шаблону. В условиях лазерной резки можно применять инертный газ, что минимизирует или устраняет эффекты, связанные с воздействием влаги и кислорода во время лазерной резки материала. Предпочтительно, лазерный луч дополнительно направлен через линзу до достижения им материала заготовки. Линза усиливает луч и более точно передает желаемый профиль или геометрическую форму субстрату. Также можно использовать лучевой гомогенизатор для создания более однородной энергии лазерного луча и поддержания консистенции энергии лазерного луча, когда луч попадает в субстрат. Энергию луча можно контролировать, уменьшая время лазерной резки.

Поры также можно образовать посредством включения в состав водорастворимого полутвердого поверхностно-активного полимера или водорастворимого твердого вещества в полимер стенки. Поры формируются, когда смешивающееся с водой или растворимое вещество вымывается наружу при контакте с водной средой. Процесс вымывания для формирования пор может предшествовать имплантации или, альтернативно, может происходить сразу после имплантации, когда физиологическая среда контактирует с поверхностью трубки. Подходящие водосмешиваемые или водорастворимые вещества включают фосфолипиды, жирные кислоты, твины, ПЭГ.

Микрочастицы, загруженные лекарственным средством, получают для заполнения внутренней части трубки. Под микрочастицей, загруженной лекарственным средством, понимают частицу, содержащую лекарственное средство, физически заключенное в полимер и имеющее размер частиц менее 1000 микрон. Микрочастицы могут быть микросферами, микрокапсулами или микрогранулами. Под микросферой понимают по существу сферическую микрочастицу, в которой лекарственное средство равномерно растворяется или заключено в полимере. Под микрокапсулой понимают по существу сферическую частицу, где лекарственное средство покрывают полимером. Под микрогранулой понимают микрочастицу неправильной формы, где активное вещество равномерно растворено или заключено в полимере.

Распределение размера частиц среди микрочастиц предпочтительно колеблется в диапазоне от приблизительно 1 до 1000 микрон, более предпочтительно от приблизительно 10 до приблизительно 500 микрон, и даже более предпочтительно от приблизительно 25 до приблизительно 250 микрон. Размер микрочастиц или распределение размера частиц можно измерять или определять техническими средствами, хорошо известными специалисту, такими как, например, лазерная дифракция или микроскопия. Как указано выше, размер микрочастиц предпочтительно связан с размером отверстий трубки, таким образом, чтобы эти два размера способствовали удержанию микрочастиц внутри трубки.

Чтобы минимизировать диапазон распределения размера частиц среди микрочастиц, микрочастицы можно просеивать перед тем, как их заключают в имплантаты по настоящему изобретению. Просеивание микрочастиц можно проводить посредством применения, например, обычного сита, хорошо известного специалисту.

Микрочастицы, загруженные лекарственным средством, можно получать, применяя какой-либо из большого числа известных процессов. Одним предпочтительным процессом, предпочтительным потому что в результате него образуются микрочастицы с высокой загрузкой лекарственного средства, является способ вращающегося диска, такой как процесс, описанный в US 7261529. Чтобы разместить как можно больше лекарственного средства на возможно наименьшем пространстве, минимизируя конечный размер имплантата, настоятельно рекомендуется достичь по меньшей мере 10% масс./масс. загрузки. Загрузки лекарственного средства от 60 до 80% масс./масс. являются предпочтительными. Для приготовления микрочастиц полимер, как правило, находится в растворе в подходящем растворителе. Подходящие растворители включают ацетон, этилацетат, хлороформ, метиленхлорид. Лекарственное средство, как правило, находится в растворе или суспензии, в подходящем растворителе.

Другим способом приготовления микрочастиц, загруженных лекарственным средством, является эмульсионный способ. Для приготовления микрочастиц посредством эмульсионного способа активное средство добавляют к раствору органического полимера в твердом или растворенном состоянии. Ускоренное перемешивание или воздействие ультразвуком равномерно диспергирует активное средство на всем протяжении раствора полимера. Органический раствор затем вливается в водный раствор, содержащий поверхностно-активное вещество для формирования мелких капелек полимера в водной фазе, и посредством постоянного помешивания органический растворитель выпаривается. Затем смесь перемещается в большой бак с водой и перемешивание продолжается для удаления оставшегося растворителя и укрепления мелких капелек в микрочастицы. Микрочастицы, загруженные лекарственным средством, можно собрать посредством фильтрации.

Под термином «лекарственное средство» понимают включение всех веществ, которые влияют на какой-либо биологический ответ. Термин «лекарственное средство» охватывает лекарственные средства, пригодные для любого млекопитающего, включая в качестве неограничивающего примера человека. Термин «лекарственное средство» в качестве неограничивающих примеров включает следующие классы лекарственных средств: терапевтические лекарственные средства, профилактические лекарственные средства и диагностические лекарственные средства. Примерами лекарственных средств, которые можно заключать в полимерный матрикс, являются наркотические обезболивающие, соли золота, кортикостероиды, гормоны, противомалярийные препараты, производные индола, лекарственные средства для лечения артрита, антибиотики, серосодержащие лекарственные средства, противоопухолевые лекарственные средства, лекарственные средства для лечения наркозависимости, лекарственные средства для контроля за весом, лекарственные средства, регулирующие работу щитовидной железы, анальгетики, антигипертензивные лекарственные средства, противовоспалительные средства, противокашлевые препараты, противоэпилептические препараты, антидепрессанты, антиаритмические средства, сосудорасширяющие средства, антигипертензивные диуретики, противодиабетические средства, антикоагулянты, противотуберкулезные средства, средства для лечения психических расстройств, средства для лечения болезни Альцгеймера, средства для лечения нарушений или синдромов центральной нервной системы, анти-ВИЧ лекарственные средства, противотуберкулезные лекарственные средства, средства для лечения гепатита. Вышеупомянутый перечень не предполагает быть исчерпывающим, а является только характерным показателем широкого разнообразия лекарственных средств, которые можно заключать в микрочастицы.

В настоящем документе термины «лекарственное средство», «активное вещество», «активное средство», «активный ингредиент», «соединение», «активное соединение» применяют как взаимозаменяемые.

Предпочтительным классом лекарственных средств являются те средства, которые применяют в лечении или профилактике ВИЧ, в частности в лечении ВИЧ. Они включают ингибиторы протеазы (PI), ненуклеозидные ингибиторы обратной транскриптазы (NNRTI), нуклеозидные и нуклеотидные ингибиторы обратной транскриптазы (NRTI и NtRTI). Другие классы являются ингибиторами проникновения в клетку, включающими ингибиторы слияния и ингибиторы интегразы. Для лечения ВИЧ предпочтительной является так называемая комбинированная высокоактивная антиретровирусная терапия (HAART). Она, как правило, включает каркас из двух нуклеозидных ингибиторов обратной транскриптазы в сочетании с NNRTI или PI. PI часто сочетаются с так называемым «активатором», таким как ритонавир.

Один из вариантов осуществления относится к имплантату, содержащему набор микрочастиц, содержащих NNRTI рилпивирин (также обозначаемый как "TMC278"), или его фармацевтически приемлемую соль, такую как соль соляной кислоты. Предпочтительным является рилпивирин (=свободное основание). Один из вариантов осуществления относится к имплантату, где один набор микрочастиц содержит NRTI, а другой набор микрочастиц содержит NNRTI.

Один из вариантов осуществления относится к имплантату, где один набор микрочастиц содержит NNRTI, а другой набор микрочастиц содержит PI.

Другой предпочтительный класс лекарственных средств составляют средства, которые применяют для лечения гепатита C. Они включают рибавирин, интерферон, ингибиторы протеазы HCV (вирус гепатита C), ингибиторы полимеразы HCV. Кроме того, предпочтительными являются комбинации.

Один из вариантов осуществления относится к имплантату, где микрочастицы содержат по меньшей мере одно лекарственное средство, выбранное из ингибитора ВИЧ или ингибитора HCV.

Полимер, применяемый для производства микрочастиц, является биологически совместимым биоразлагаемым полимером. Подходящие биологически совместимые биоразлагаемые полимеры содержат алифатические сложные полиэфиры, полиаминокислоты, сополимеры простых и сложных эфиров, полиалкиленоксалаты, полиамиды, полииминокарбонаты, полиортоэфиры, сложные полиоксаэфиры, сложные полиамидоэфиры, сложные полиоксаэфиры, содержащие аминогруппы, полиангидриды, полифосфазены и их смеси. Для целей настоящего изобретения алифатические сложные полиэфиры в качестве неограничивающих примеров включают гомополимеры и сополимеры лактида (включа d-, l- и мезо-молочную кислоту и d-, l- и мезо-лактид), гликолид (включая гликолевую кислоту), ε-капролактон, п-диоксанон (1,4-диоксан-2-он) и триметилен карбонат (1,3-диоксан-2-он). В одном из вариантов осуществления биологически совместимые биоразлагаемые полимеры являются сополимерами лактида (включая d-, l- и мезо-молочную кислоту, и d-, l- и мезо-лактид) и гликолид (включая гликолевую кислоту). В другом варианте осуществления биологически совместимый биоразлагаемый полимер является сополимером лактида и гликолида с молярным процентом лактида, который колеблется в диапазоне от 85% до 50%.

В одном из вариантов осуществления настоящего изобретения микрочастицы в дополнение к полимеру и одному или нескольким лекарственным средствам содержат поверхностно-активное вещество. Поверхностно-активные вещества применяют для увеличения влажности гидрофобных компонентов, и они, как правило, являются амфифильными молекулами, которые содержат как гидрофильные, так и липофильные группы. Число гидролипидного баланса (HLB) применяют в качестве показателя соотношения этих групп. Это число находится в диапазоне от 0 до 60, определяя аффинность поверхностно-активного вещества для воды или масла. Числа HLB подсчитывают для неионных поверхностно-активных веществ с использованием молекулярных масс гидрофильных и гидрофобных частей молекулы, и эти поверхностно-активные вещества имеют числа в диапазоне от 0-20. Показатели HLB, которые связаны с ионными поверхностно-активными веществами, не подсчитываются, но им дают значение, основанное на относительном или сравнительном поведении поверхностно-активного вещества.

Поверхностно-активные вещества с числом HLB >10 имеют аффинность к воде (гидрофильные), а поверхностно-активные вещества с числом HLB <10 имеют аффинность к маслу (липофильные).

Поверхностно-активные вещества включают неионные поверхностно-активные вещества и ионные поверхностно-активные вещества. Ионные поверхностно-активные вещества включают катионные, анионные и цвиттер-ионные поверхностно-активные вещества, такие как соли жирных кислот, например, олеат натрия, лаурилсульфат натрия, лаурилсаркозинат натрия, диоктилсульфосукцинат натрия, миристат натрия, пальмитат натрия, рицинолеат натрия и т.п.; такие как соли желчных кислот, например, холат натрия, таурохолат натрия, гликохолат натрия и т.п.; такие как фосфолипиды, например, яичный/соевый лецитин, гидроксилированный лецитин, лизофосфатидилхолин, фосфатидилхолин, фосфатидил этаноламин, фосфатидил глицерин, фосфатидил серин и т.п.; такие как сложные эфиры фосфорной кислоты, например, фосфат олеилового простого эфира полиоксиэтилена-10 диэтаноламмония, продукты этерификации жирных спиртов или этоксилаты жирных спиртов с фосфорной кислотой или ангидрид; такие как карбоксилаты, например, сукцинилированные моноглицериды, стеарилфумарат натрия, стеароил пропиленгликоль сукцинат водорода, моно/диацетилированные сложные эфиры винной кислоты моно- и диглицеридов, сложные эфиры лимонной кислоты моно- и диглицеридов, глицерил-лакто сложные эфиры жирных кислот, лактилированные сложные эфиры жирных кислот, стеароил-2-лактилат кальция/натрия, стеароиллактилат кальция/натрия, соли альгиновой кислоты, альгинат пропиленгликоля, карбоксилаты простых эфиров и т.п.; такие как сульфаты и сульфонаты, например, этоксилированные алкилсульфаты, алкилбензолсульфаты, альфа-олефин сульфонаты, ацилизетионаты, ацилтаураты, сульфонаты алкилглицерил простых эфиров, октилсульфосукцинат динатрия, ундециленамидо-MEA-сульфосукцинат динатрия и т.п.; такие как катионные поверхностно-активные вещества, например, гексадецил триаммония бромид, децилтриметил аммония бромид, цетилтриметил аммония бромид, додецилхлорид аммония, алкилбензилдиметиламмонийные соли, диизобутил феноксиэтоксидиметил бензиламмонийные соли, соли алкилпиридиния, бетаины (лаурилбетаин), этоксилированные амины (полиоксиэтилен-15 кокосовый амин) и т.п.

Предпочтительными поверхностно-активными веществами в настоящем изобретении являются неионные поверхностно-активные вещества.

Подходящие неионные поверхностно-активные вещества, которые можно использовать в настоящем изобретении, включают

а) сложные моноэфиры полиэтиленгликоля и жирных кислот, содержащие сложные эфиры лауриновой кислоты, олеиновой кислоты, стеариновой кислоты, рицинолевой кислоты и т.п. с ПЭГ 6, 7, 8, 9, 10, 12, 15, 20, 25, 30, 32, 40, 45, 50, 55, 100, 200, 300, 400, 600 и т.п., например ПЭГ-6 лаурат или стеарат, ПЭГ-7 олеат или лаурат, ПЭГ-8 лаурат, или олеат, или стеарат, ПЭГ-9 олеат или стеарат, ПЭГ-10 лаурат, или олеат, или стеарат, ПЭГ-12 лаурат, или олеат, или стеарат, или рицинолеат, ПЭГ-15 стеарат или олеат, ПЭГ-20 лаурат, или олеат, или стеарат, ПЭГ-25 стеарат, ПЭГ-32 лаурат, или олеат, или стеарат, ПЭГ-30 стеарат, ПЭГ-40 лаурат, или олеат, или стеарат, ПЭГ-45 стеарат, ПЭГ-50 стеарат, ПЭГ-55 стеарат, ПЭГ-100 олеат или стеарат, ПЭГ-200 олеат, ПЭГ-400 олеат, ПЭГ-600 олеат; (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группе, известны, например, как Cithrol, Algon, Kessco, Lauridac, MaPEG, Cremophor, Emulgante, Nikkol, Myrj, Crodet, Albunol, Lactomul),

b) сложные диэфиры полиэтиленгликоля и жирных кислот, содержащие диэфиры лауриновой кислоты, стеариновой кислоты, пальмитиновой кислоты, олеиновой кислоты и т.п. с ПЭГ-8, 10, 12, 20, 32, 400 и т.п., например, ПЭГ-8 дилаурат или дистеарат, ПЭГ-10 дипальмитат, ПЭГ-12 дилаурат, или дистеарат, или диолеат, ПЭГ-20 дилаурат, или дистеарат, или диолеат, ПЭГ-32 дилаурат, или дистеарат, или диолеат, ПЭГ-400 диолеат или дистеарат; (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группу, известны, например, как MaPEG, Polyalso, Kessco, Cithrol).

с) Смеси сложных моно- и диэфиров полиэтиленгликоля и жирных кислот, такие как, например, ПЭГ 4-150 моно- и дилаурат, ПЭГ 4-150 моно- и диолеат, ПЭГ 4-150 моно- и дистеарат и т.п.; (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группе, известны, например, как Kessco),

d) сложные эфиры полиэтиленгликоль-глицерольных жирных кислот, такие как, например, ПЭГ-20 глицерил лаурат, или глицерил стеарат, или глицерил олеат, ПЭГ-30 глицерил лаурат или глицерил олеат, ПЭГ-15 глицерил лаурат, ПЭГ-40 глицерил лаурат и т.п.; (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группе известны, например, как Tagat, Glycerox L, Capmul),

е) продукты спиртожировой переэтерификации, содержащие сложные эфиры спиртов или полиспиртов, таких как глицерин, пропиленгликоль, этиленгликоль, полиэтиленгликоль, сорбит, пентаэритрит и т.п. с натуральными и/или гидрогенизированными жирами или жирорастворимыми витаминами, такими как касторовое масло, гидрогенизированное касторовое масло, витамин A, витамин D, витамин E, витамин K, пищевое растительное масло, например, кукурузное масло, оливковое масло, арахисовое масло, косточковое пальмовое масло, косточковое абрикосовое масло, миндальное масло и т.п., такие как ПЭГ-20 касторовое масло или гидрогенизированное касторовое масло или кукурузные глицериды или миндальные глицериды, ПЭГ-23 касторовое масло, ПЭГ-25 гидрогенизированное касторовое масло или триолеат, ПЭГ-35 касторовое масло, ПЭГ-30 касторовое масло или гидрогенизированное касторовое масло, ПЭГ-38 касторовое масло, ПЭГ-40 касторовое масло, или гидрогенизированное касторовое масло, или пальмовое косточковое масло, ПЭГ-45 гидрогенизированное касторовое масло, ПЭГ-50 касторовое масло или гидрогенизированное касторовое масло, ПЭГ-56 касторовое масло, ПЭГ-60 касторовое масло или гидрогенизированное касторовое масло или кукурузные глицериды или миндальные глицериды, ПЭГ-80 гидрогенизированное касторовое масло, ПЭГ-100 касторовое масло или гидрогенизированное касторовое масло, ПЭГ-200 касторовое масло, ПЭГ-8 каприловые/каприновые глицериды, ПЭГ-6 каприловые/каприновые глицериды, лауроил макрогол-32 глицерид, стеароил макрогол глицерид, токоферил ПЭГ-1000 сукцинат (TPGS); (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группе известны, например, как Emalex, Cremophor, Emulgante, Eumulgin, Nikkol, Thornley, Simulsol, Cerex, Crovol, Labrasol, Softigen, Gelucire, Vitamin E TPGS),

f) полиглицеризированные жирные кислоты, содержащие полиглицериновые сложные эфиры жирных кислот, такие как, например, полиглицерил-10 лаурат, или -олеат, или -стеарат, полиглицерил-10 моно- и диолеат, полиглицерил полирицинолеат и т.п.; (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группе известны, например, как Nikkol Decaglyn, Caprol или Polymuls),

g) производные стерола, содержащие полиэтиленгликоль-производные стерола, такие как ПЭГ-24 простой эфир холестерина, ПЭГ-30 холестанол, ПЭГ-25 фитостерол, ПЭГ-30 соевый стерол и т.п.; (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группе известны, например, как Solulan™ или Nikkol BPSH),

h) полиэтиленгликоль сложные эфиры сорбитана и жирных кислот, такие как, например, ПЭГ-10 сорбитан лаурат, ПЭГ-20 сорбитанмонолаурат, или сорбитан тристеарат, или сорбитан моноолеат, или триолеат сорбитана, или сорбитан моноизостеарат, или сорбитан монопальмиат, или сорбитан моностеарат, ПЭГ-4 сорбитанмонолаурат, ПЭГ-5 сорбитан моноолеат, ПЭГ-6 сорбитан моноолеат, или сорбитанмонолаурат, или сорбитан моностеарат, ПЭГ-8 сорбитан моностеарат, ПЭГ-30 сорбитан тетраолеат, ПЭГ-40 сорбитан олеат или сорбитан тетраолеат, ПЭГ-60 сорбитан тетрастеарат, ПЭГ-80 сорбитан монолаурат, ПЭГ сорбит гексаолеат (Atlas G-1086) и т.п.; (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группе известны, например, как Liposorb, Tween, Dacol MSS, Nikkol, Emalex, Atlas),

i) полиэтиленгликоль простые алкиловые эфиры, такие как, например, ПЭГ-10 простой олеиловый эфир, или простой цетиловый эфир, или простой стеариловый эфир, ПЭГ-20 простой олеиловый эфир, или простой цетиловый эфир, или простой стеариловый эфир, ПЭГ-9 простой лауриловый эфир, ПЭГ-23 простой лауриловый эфир (лаурет-23), ПЭГ-100 простой стеариловый эфир и т.п.; (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группе, известны, например, как Volpo, Brij),

j) сложные эфиры сахаров, такие как, например, дистеарат/моностеарат сахарозы, моностеарат, или монопальмитат, или монолаурат сахарозы и т.п.; (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группе, известны, например, как Sucro ester, Crodesta, Saccharose monolaurate),

k) полиэтиленгликоль алкилфенолы, такие как, например, ПЭГ-10-100 нонилфенол (Triton X series), ПЭГ-15-100 простой октилфениловый эфир (Triton N series) и т.п.;

l) полиоксиэтилен-полиоксипропилен блок-сополимеры (полоксамеры), такие как, например, полоксамер 108, полоксамер 188, полоксамер 237, полоксамер 288 и т.п.; (поверхностно-активные вещества, принадлежащие к этой группе, известны, например, как Synperonic PE, Pluronic, Emkalyx, Lutrol™, Supronic, Monolan, Pluracare, Plurodac).

Более предпочтительными поверхностно-активными веществами являются неионные поверхностно-активные вещества с показателями HLB 20 или менее. F108 (BASF) является подходящим поверхностно-активным веществом.

Для облегчения загрузки микрочастиц в трубки можно использовать гидрогель в качестве связывающего средства, чтобы связать вместе различные наборы микрочастиц перед загрузкой микрочастиц в трубки. Связывающие средства можно тщательно выбрать не только для связывания, но и для того, чтобы они служили средством для привлечения влаги во внутреннюю часть трубки, облегчая диффузию лекарственного средства, особенно, когда микрочастицы состоят из гидрофобных лекарственных средств. Кроме того, связывающее средство можно выбрать, чтобы реально повысить растворимость малорастворимых в воде соединений, включенных в состав микрочастиц. Это можно осуществить, например, обеспечивая низкий pH среды для тех соединений, которые лучше растворимы при низком рН. Альтернативно, связывающее средство может являться полимером, который самоэмульгирует в гидратированной системе, обеспечивая поверхностно-активную среду для малорастворимых в воде лекарственных средств, включенных в микрочастицы. Некоторые примеры связывающих средств включают альбумин, казеин, воски, крахмал, сшитый крахмал, простые сахара, глюкозу, полисахарозу, поливиниловый спирт, желатин, модифицированные целлюлозы, карбоксиметилцеллюлозу, гидроксиметилцеллюлозу, гидроксиэтилцеллюлозу, гидроксипропилцеллюлозу, гидроксипропил-этилцеллюлозу, гидроксипропил-метилцеллюлозу, натрий-карбоксиметилцеллюлозу, ацетат целлюлозы, альгинат натрия, гиалуроновую кислоту, производные гиалуроновой кислоты, поливинилпирролидон, сложные эфиры полималеинового ангидрида, полиортосложные эфиры, полиэтиленамин, гликоли, полиэтиленгликоль, метоксиполиэтиленгликоль, этоксиполиэтиленгликоль, полиэтиленоксид, поли(1,3-бис(п-карбоксифенокси)пропан-со-себациновый ангидрид, N,N-диэтиламиноацетат, блок-сополимеры полиоксиэтилена и полиоксипропилена, полиакриловую кислоту и производные полиакриловой кислоты, гуаровую камедь, камедь рожкового дерева, хитины, самоэмульгирующиеся полимеры или средства. Эффективное количество связывающего средства является таким, у которого имеется достаточная вязкость для связывания частиц, но низкое содержание твердого вещества, чтобы минимизировать пространство, которое оно занимает во внутренней части трубки.

В одном из вариантов осуществления настоящего изобретения сам гидрогель содержит одно или несколько лекарственных средств в дополнение к одному или нескольким лекарственным средствам, присутствующим в микрочастицах. Это облегчает достижение высоких исходных концентраций в плазме одного или нескольких лекарственных средств.

Микрочастицы или смесь микрочастица/гидрогель можно ввести в трубки посредством ручных или автоматических способов. Ручные способы включают перенос смеси в трубку посредством шпателя. Автоматические способы включают применение общепринятых машин для наполнения, применяемых в фармацевтической промышленности.

Чтобы закрыть трубку для того, чтобы полностью окружить полость, концы трубки можно закупорить посредством термосварки. Это можно осуществить, например, применением низкотемпературного хирургического каутера Боуви. Перед применением тепла, маленькая часть наполняющего трубку вещества сначала закладывается в концевую часть, которую заваривают, а затем применяют тепло к локальной концевой области, чтобы расплавить вещество; этот конец можно затем сжать рукой, чтобы образовать шов. Один конец трубки сначала закупоривается, а затем трубка заполняется предназначенным содержимым. После этого открытый конец можно закупорить таким же способом. Существует много других возможных способов закупорить концы. Например, можно использовать обычный аппарат для термосварки, где концевую секцию трубки, которую необходимо заварить, помещают между двумя головками сварочного аппарата. Сварку проводят посредством применения в одно и то же время тепла и давления. Концы также можно закупорить клеем посредством использования подходящего адгезива; небольшое количество адгезива можно поместить внутрь в область кромки трубки, а затем применяется давление, чтобы спрессовать кромки концевой части. Как правило, для формирования твердого соединения необходимо заранее определенное время выдержки.

Имплантат может иметь любую форму, включая в качестве неограничивающих примеров диск, сферу или цилиндр, но предпочтительно имплантат является цилиндром. Размер цилиндра может колебаться от 1 до 5 мм в диаметре и от 0,5 до 5 см в длину, более предпочтительно от 1 до 4 мм в диаметре и от 1 до 5 см в длину. Это особенно пригодно при противовирусной терапии, такой как анти-ВИЧ терапия и терапия против гепатита.

ПРИМЕРЫ

Пример 1

Раствор связывающего средства получали, применяя поли(акриловую кислоту) (PAA) (Aldrich) с молекулярной массой 1,25 млн. килодальтон. Три концентрации раствора гидрогеля получали, используя деионизированную воду для растворения полиакриловой кислоты. Концентрации составляли 5% масс./масс., 0,5% масс./масс., 0,25% масс./масс. Хотя смеси микрочастиц получали со всеми 3 гидрогелями, наиболее легкой для работы в отношении не слишком большой вязкости, что затрудняет дисперсию микрочастицы в гидрогеле, и в отношении того, чтобы гидрогель не был слишком тягучим для легкой загрузки в трубку, была смесь с концентрацией раствора 0,5% масс./масс. pH каждого гидрогеля измеряли, применяя индикаторную бумагу для определения pH, pH 5% гидрогеля составил 2-3, рН двух других гидрогелей составил 3.

Смесь частица/гидрогель можно получать таким образом, что одну часть составляет гидрогель и 2 части составляют микрочастицы, таким образом, минимизируя пространство в трубке, которое занимает гель, и максимизируя внутреннее пространство для микрочастиц. Микрочастицы, составленные из 70% масс./масс. TMC278 и 30% масс./масс. сополимера молочной и гликолевой кислот (PLGA) (DLG 5050 1A Surmodics Pharmaceuticals, Birmingham, AL) получали посредством применения метода вращающегося диска. В основном, для приготовления частиц с применением метода вращающегося диска выбирается диск конкретного размера и насаживается на мотор с настраиваемой скоростью вращения для контроля скорости диска. Полимер растворяют в подходящем растворителе, таком как, например, ацетон, и к раствору полимера добавляют лекарственное средство и перемешивают. Полученную смесь подают на диск на конкретной скорости. При вращении диска центробежная сила формирует мелкие капли или частицы на наружном крае диска. Частицы направляются на сушильный конус, на котором заранее задан градиент температур. Растворитель удаляют из частиц на стадии просушивания, вызывая укрепление или отверждение частиц, и частицы собираются вместе.

В этом примере получали 4% масс./об. раствор PLGA в ацетоне. Скорость диска (Southwest Research Institute, San Antonio, TX) была 9250 об/мин, размер диска составлял 7,62 см, скорость подачи составляла 45 г/мин, температура на выходе из конуса колебалась от 45 до 48°C. В раствор PLGA добавляли TMC278 и перемешивали в течение приблизительно 15-20 минут перед подачей на диск. Распределение размера частиц измеряли, применяя Malvern Mastersizer (Malvern Instruments, Ltd, Worcestershire, UK). Результаты: d₁₀ составлял 29 микрон, d₅₀ составлял 48 микрон и d₉₀ составлял 69 микрон.

Трубки получали электростатическим прядением 120 мг/мл полидиоксанона в гексафторизопропаноле. Внутренний диаметр трубки составлял 3 мм и толщина стенки составляла 500 микрон. Длина используемой трубки составляла 2,54 см. Исследование трубок методом сканирующей электронной микроскопии (JEOL JSM 5900LV, Tokyo, Japan) указало на то, что отверстия (поры) в сети, сформированной беспорядочно ориентированными волокнами, находились в диапазоне от 1-20 микрон. Первоначально один конец трубок был закупорен с помощью термосварки. Термосварку проводили, применяя низкотемпературный хирургический каутер Боуви. Перед тепловой обработкой небольшой кусочек материала трубки был вначале введен в концевую секцию трубки, которую закупоривают, а затем к локальной концевой области подавали тепло, чтобы материал расплавился; конец затем был сжат рукой для формирования шва. После того как один конец герметизировали, трубку взвешивали вместе с маленьким кусочком материала трубки, который добавляют к другому концу трубки, когда этот конец будет закупорен посредством термосварки (масса пустой трубки учитывалась) и затем наполняли смесью микрочастица/гидрогель с использованием шпателя. После заполнения следует термосварка второго конца трубки с использованием той же процедуры, которая описана выше (с добавлением маленького кусочка). Закупоренную трубку взвешивали. Разница в массе между заполненной и незаполненной трубкой равна массе содержимого. Более подробное описание содержимого каждой трубки суммировано в таблице 1.

Таблица 1 Электростатически спряденные трубки со смесью микрочастицы/PAA ID образца Концентрация геля (масс./масс.) pH геля Масса содержимого в пробирке (мг) (смесь микрочастица/гидрогель) Масса TMC278 в пробирке (мг) 3895-42-1 5% 2-3 45,12 16 3895-42-2 0,5 3 59,83 21 3895-42-3 0,25 3 36,1 17

Образцы помещали в систему отбора проб по способу I с применением установки для определения растворимости Хансона (Hanson Research Corp., Chatsworth, CA) с использованием 500 мл колонок для элюирования. Средой служило 500 мл дистиллированной воды, и образцы забирали на 1, 3, 7, 10 и 14 сутки. Итоговые данные суммированы в таблице 2. Эксперименты проводили при 37°C.

Таблица 2 Элюирование TMC278 из гелей из полиакриловой кислоты в электроспряденных трубках Время (сутки) 3895-42-1 элюированные микрограммы/% от полной загрузки 3895-42-2 элюированные микрограммы/% от полной загрузки 3895-42-3 элюированные микрограммы/% от полной загрузки 1 434/2,7 444/2,1 429/2,5 3 445/2,8 398/1,9 408/2,4 7 443/2,8 388/1,8 400/2,3 10 443/2,8 402/1,9 381/2,2 14 448/2,8 399/1,9 406/2,4

Растворимость TMC278 существенно увеличивается при pH=2. Эксперименты по растворимости демонстрируют, что растворимость в воде в 950 раз выше при pH 2 по сравнению с pH 7. Применение кислотного связывающего геля, который может эффективно понизить pH, может увеличить скорость элюирования TMC278 из полимерного матрикса. Повышение концентрации кислотного полимера в геле может даже больше снизить pH (таблица 1). Как проиллюстрировано в таблице 2, диспергирование TMC278 микрочастиц в 5% масс./масс. геле полиакриловой кислоты, где pH находится в диапазоне от 2 до 3, приводит в результате к большему количеству TMC278, элюированных из микрочастиц по сравнению с микрочастицами TMC278, диспергированными в гидрогелях меньшей концентрации, где pH равен 3.

Пример 2

3% масс./об. гель карбоксиметилцеллюлозы (CMC; Hercules, 7H3SFPH) получали в PBS. При приготовлении в воде вязкость геля была бы от 3000 до 6000 спз. Однако вязкость капель полимера падает на 2/3 при приготовлении в солевом растворе вследствие его чувствительности к ионной силе, и поэтому он легко смешивается с микрочастицами. Микрочастицы, состоящие из 70% масс./масс. TMC278 и 30% масс./масс. сополимера молочной и гликолевой кислот (PLGA) (DLG 5050 1A, Surmodics Pharmaceuticals, Birmingham, AL) получали посредством метода вращающегося диска. Кратко, 4% масс./об. раствор полимера получали в ацетоне. Скорость и размер диска составляли 9250 об./мин и 7,62 см, соответственно. Скорость подачи составляла 45 г/мин и температура на выходе из конуса колебалась в диапазоне от 45-48°C. TMC278 добавляли к раствору PLGA и смешивали в течение приблизительно 15-20 минут перед подачей на диск. Распределение размера частиц измеряли с использованием Malvern Mastersizer (Malvern Instruments, Worcestshire, UK). Результаты показали d₁₀ при 29 микрон, d₅₀ при 48 микрон и d₉₀ при 69 микрон. 2-мг образец микрочастиц смешивали с 2 мл 3% геля CMC. Полная загрузка TMC278 в этой смеси составляла 2,25% масс./масс.

Для получения трубки применяли сополимер молочной и гликолевой кислот с молярным отношением 85/15 лактид/гликолид. Трубку экструдировали с использованием маломасштабной коммерческой линии для экструдирования, состоящей из 1" одношнекового экструдера (Davis Standard), водоохлаждающего желоба, выталкивателя и резального устройства. Система лазерного измерения диаметра на действующем оборудовании также применялась для мониторинга диаметра и круглости тюбинга. В процессе экструзии сырьевой материал в форме смолы подавался с расположенного сверху накопителя в цилиндр экструдера, где вращающийся винт проталкивал смолу в цилиндр, который нагревали до желаемой температуры плавления. Подходящий профиль температуры устанавливали и поддерживали в трех зонах нагрева экструдера. Это позволяло пластичной смоле постепенно расплавляться по мере того, как она проталкивалась через цилиндр (более низкий риск перегрева, который может вызвать разложение полимера).

В переднем конце цилиндра расплавленный пластик покидал винт и проходил через фильтр для удаления остатков любых загрязнений в расплаве, что также способствовало установлению более стабильного реактивного давления. После прохождения через распределительную решетку расплавленный пластик входил в головку. Головка была трубчатой формы с мандрелью в центре для придания кольцевой структуры для создания трубчатого профиля. Небольшое количество воздуха инъецировали внутрь полимерной трубки через кончик мандрели (скорость потока воздуха контролировали посредством регулятора расхода воздуха). Экструдируемую заготовку в форме тюбинга выталкивали посредством нижеследующего обрезиненного валика через водный охлаждающий желоб, где трубку охлаждали и отверждали. Далее после выталкивателя было резальное устройство, где экструдированная трубка окончательного размера был отрезана до предопределенной длины и собрана. Лазерная система измерения диаметра на действующем оборудовании была установлена после охлаждающего желоба и перед выталкивателем для постоянного измерения на действующем оборудовании и мониторинга размеров экструдируемой трубки.

Экструдируемую трубку перфорировали дырочками 10 микрон с использованием лазера. Профиль из 20 рядов × 20 столбцов дырочек применяли для перфорирования полимерной трубки. Внутренний диаметр трубки составлял 1,5 мм, и наружный диаметр составлял 1,6 мм. Образец 2,54 см был отрезан от трубки и закупорен путем термосварки на одном конце (в соответствии с той же процедурой, которая описана в примере 1). Образец 33,67 мг гелевой смеси микрочастица/СМС переносили в перфорированную трубку посредством шпателя и второй конец трубки закупоривали с использованием термосварки, как описано выше.

Образец помещали в систему сбора проб по способу I в устройство для определения растворимости Хансона (Chatsworth, CA) используя 500-мл камеры. Среда представляла собой 500 мл дистиллированной воды. Образцы забирали на 1, 3, 7, 10 и 14 сутки. Окончательные данные суммируются в таблице 3. Эксперименты проводили при 37°C.

Таблица 3 Высвобождение TMC278 из микрочастицы в перфорированной трубке Сутки Кумулятивное количество высвобожденного TMC278 (микрограммы) Кумулятивное высвобождение TMC278; (процент от полной загрузки) 1 58 7,6 3 59 7,8 7 112 14,7 10 125 16,4 14 138 18,2

Пример 3

0,5% масс./масс. гель полиакриловой кислоты (Aldrich) получали в воде и 400 мг геля смешивали с 960 мг частиц TMC278. Микрочастицы состояли из 70% масс./масс. TMC278 и 30% масс./масс. сополимер молочной и гликолевой кислот (DLG 5050 1A, Surmodics Pharmaceutics, Birmingham, AL) и были получены в соответствии с процедурой, описанной в примерах 1 и 2. Распределение размера частиц микрочастиц измеряли, как описано выше; d₁₀ составлял 29, d₅₀ = 48 и d₉₀ составлял 68 микрон. Смесь упаковывали в полидиоксаноновую трубку, которую получали в соответствии с процедурой, описанной в примере 2. Трубку перфорировали посредством лазерной технологии, как описано выше. Трубка имела 30 мм в длину, 5 мм секции от каждого конца были неперфорированы. Перфорации в трубке 30 мм длины в средней секции были составлены из 40 рядов дырочек по 2400 дырочек в ряду. Диаметр каждой дырочки составлял 50 микрон. Масса трубки перед заполнением составляла 102,01 мг. Масса трубки после заполнения составляла 190,64 мг (подсчитанная концентрация TMC278 в трубке составляет 43,4 мг).

Еще два образца были приготовлены таким же образом, и масса смеси микрочастица/гель в трубке составляла 53,7 мг и 46,3 мг, соответственно. Анализ методом ВЭЖХ подтвердил содержание 39,2 и 32,1 мг TMC278 в соответствующих трубках.

Пример 4

Электростатически спряденные полидиоксаноновые трубки получали с применением 120 мг/мл раствора полимера в гексафторизопропаноле. Толщина стенки трубки составила 500 микрон. Смесь микрочастиц получали с применением микрочастиц с распределением размера частиц d₁₀=29, d₅₀=48 и d₉₀=68 микрон. В составе микрочастиц было 70% масс./масс. TMC278 и 30% масс./масс. PLGA 50/50 (0,1 дл/г). Образец из 1200 мг микрочастиц смешивали с 500 мг 0,5% водного геля полиакриловой кислоты. Масса трубки длиной 2 см перед заполнением составляла 82,8 мг и 203,0 мг после заполнения.

Пример 5

Смесь микрочастиц, описанную в примере 4, применяли для заполнения электростатически спряденной трубки, которую получали из 150 мг/мл раствора полидиоксанона, как описано в примере 1. Толщина стенки трубки составила 200 микрон. Масса 2 см трубки перед заполнением составляла 29,0 мг и после заполнения составляла 129,3 мг.

Пример 6

Смесь микрочастиц, описанную в примере 4, применяли для заполнения электростатически спряденной трубки, которую получали из 60 мг/мл раствора полидиоксанона, как описано в Примере 1. Толщина стенки трубки составила 500 микрон. Масса 2 см трубки перед заполнением составляла 55,4 мг и после заполнения 151,9 мг.

Пример 7

Получали два разных набора микрочастиц, содержащих TMC278. Один набор микрочастиц получали с применением 4% масс./об. ацетонового раствора сополимера молочной и гликолевой кислот (DLG 5050 2A, Surmodics Pharmaceuticals, Birmingham, AL). Микрочастицы получали с применением метода вращающегося диска, как описано в примере 1. Скорость диска составляла 7500 об./мин, и размер диска составлял 7,62 см. Скорость подачи составляла 45 г/мин и температура на выходе из конуса составляла 45-48°C. Большинство сформированных частиц находились в диапазоне от 50 до 75 микрон, и загрузка TMC278 в частицы составляла 70% масс./масс. Второй набор микрочастиц получали из 4% масс./об. ацетонового раствора сополимера молочной и гликолевой кислот (DLG 5050 1A), содержащего 2,5% масс./масс. олигомеров лактид-гликолид (5050 DLG 1CA, Surmodics Pharmaceutics, Birmingham, AL). Загрузка TMC278 во втором наборе также составляла 70% масс./масс. Они также были получены с применением метода вращающегося диска. Скорость диска составляла а 9250 об./мин, скорость подачи 50-55 г/мин, и температура на выходе из конуса составляла 45°C. Образец водного геля 519 мг 0,5% полиакриловой кислоты смешивали с 606 мг TMC278 микрочастиц, полученных из полимера DLG 5050 2A и 599 мг TMC278 частиц, полученных из DLG 5050 1A с добавлением DLG 1CA. Полидиоксаноновая перфорированная трубка, как описано в примере 3, была наполнена смесью микрочастиц. Масса пустой трубки составляла 85,01 мг, и масса трубки, заполненной смесью микрочастиц, составляла 211 мг.

Пример 8

Получали два различных набора микрочастиц, один набор содержал TMC278, сильный ненуклеозидный ингибитор обратной транскриптазы для лечения ВИЧ. Второй набор содержал TMC114, ингибитор протеазы для лечения ВИЧ, также известный как дарунавир. Микрочастицы TMC278 получали с применением метода вращающегося диска, как описано выше. Для этих частиц, получали 4% масс./об. ацетоновый раствор полилактидгликолида (5050 DLG 1A, Surmodics Pharmaceuticals, Birmingham, AL) с добавлением 7,5% масс./об. олигомерного полилактидгликолида (5050 DLG 1CA, Surmodics Pharmaceutical, Birmingham, AL). Загрузка TMC278 относительно полимера составила 70% масс./масс. Размеры частиц колебались в диапазоне от 20-75 микрон.

Второй набор микрочастиц получали посредством растворения TMC114 в 4% масс./об. ацетоновом растворе полилактидгликолида (5050 DLG 1A, Surmodics Pharmaceuticals, Birmingham, AL). Раствор лекарственное средство-полимер подавали на 7,62 см диск, который вращался при 9500 об./мин при скорости подачи 45 г/мин. Температура на выходе из камеры диска (температура на выходе из конуса) составляла 42-45°C, и загрузка TMC114 в микрочастицах составляла 70% масс./масс. Смесь микрочастиц получали посредством получения 0,5% масс./масс. водного геля полиакриловой кислоты и смешивания 507 мг геля с 502 мг TMC78 микрочастиц и 507 мг TMC114 микрочастиц. Смесь микрочастиц была упакована в полидиоксаноновую экструдированную и перфорированную трубку (см. пример 3). Профиль перфораций и размер перфораций описаны в Примере 3. Как отмечалось ранее, трубка была сначала закупорена путем термосварки на одном конце, заполнена смесью и закупорена путем термосварки на другом конце. Получали пять различных образцов и измеряли скорость элюирования двух лекарственных средств (таблица 4). Среда, применяемая для измерения скорости элюирования, состояла из 90% об./об. метанола и 10% об./об. воды благодаря крайней нерастворимости TMC278 в воде.

Таблица 4 Кумулятивное высвобождение TMC114 и TMC278 из микрочастиц, изолированных в экструдированные и перфорированные трубки из полидиоксанона № образца Масса смеси микрочастица/гель (мг) TMC114
1 сутки (мг) TMC114
3 сутки (мг) TMC114
7 сутки (мг) TMC278
1 сутки (мг) TMC278
3 сутки (мг) TMC278
7 сутки (мг) 3998- 8-1 62,93 3,0 16 22 7,1 13,1 21,4 3998- 8-2 80,71 3,5 20 33 8,5 15,7 35,5 3998- 8-3 72,88 4,0 19 19 8,4 16,5 19,5 3998- 8-4 74,96 4,0 22 28 9,8 16,8 25,4 3998- 8-58-5 66,77 3,8 22 22 9,3 14,8 19,7

Пример 9

In vivo тестирование электростатически спряденной трубки, содержащей два набора микрочастиц

Трубки были электростатически спрядены из 100 мг/мл гексафторизопропанолового раствора полидиоксанона (IV_HFIP=1-99 дл/г). 4 мм мандрель применяли, чтобы обеспечить постоянный внутренний диаметр 4 мм. Скорость вращения мандрели составляла 400 об./мин, напряжение заряда находилось в диапазоне 20/-10 кВ, и производительность насоса составляла 10 мл/час. Конечная толщина стенки составляла 500 микрон. Диаметр волокон составлял 1-2 микрона, и средний размер пор, сформированных из сети волокон, составлял 20 микрон, как определено с применением сканирующей электронной микроскопии.

Микрочастицы получали посредством метода вращающегося диска с применением раствора полимер/ацетон с концентрацией в диапазоне от 3-4% масс./масс. Получали два набора микрочастиц. Таргетная композиция одного набора составляла 70% масс./масс. TMC278 и 30% масс./масс. PLGA 50/50 (Lakeshore Biomaterials IV_HFIP=0,79 дл/г). Таргетная композиция другого набора микрочастиц составляла 70% масс./масс. соединения 1 (= соединение 14 W001/25240) и 30% масс./масс. PLGA 50/50 (Lakeshore Biomaterials IV_HFIP=0,18 дл/г). Это соединение 1 имеет следующую структуру и упоминается далее в настоящем документе как соединение 1:

Скорость диска колебалась от 7300-7500 об./мин, температуры на входе и на выходе составляли 56-57°C и 33,5°C, соответственно. Загрузку TMC278 и соединения 1 в соответствующих микрочастицах измеряли посредством ВЭЖХ, концентрации и TMC278, и соединения 1 составляли 65% масс./масс. и 35% масс./масс., соответственно. Разница между таргетной и действительной концентрацией для соединения 1 иллюстрирует большую трудность при инкапсулировании соединения 1.

Диапазон размера микрочастиц определяли посредством помещения произвольно выбранного образца на столик оптического микроскопа и применением линейки для измерения различных размеров микрочастиц в произвольно отобранном образце. Итоговый диапазон размера микрочастиц TMC278 составлял 10-100 микрон, а диапазон размера микрочастиц соединения 1 составлял 20-100 микрон.

Смешивание этих двух типов микрочастиц проводили посредством помещения обоих наборов микрочастиц в 50-мл стеклянные круглодонные пробирки и смешивания подвесным миксером, снабженным стеклянной размешивающей палочкой и тефлоновой лопастной мешалкой. Микрочастицы смешивали в сухом виде при 100 об./мин в течение 30 минут (предварительно определенное время, достаточное для смешивания для достижения гомогенной воспроизводимой смеси обеих микрочастиц). Приблизительно 133 мг смеси микрочастиц вводили в электростатически полученные трубки с применением шпателя.

Полученные трубки имплантировали в подкожное пространство на спине четырех самцов крыс Sprague-Dawley весом 250-350 г. Дозировка TMC278 составляла 139 мг/кг и дозировка соединения 1 составляла 64 мг/кг. Образцы брали из хвостовой вены в заранее определенные моменты времени. Образцы крови немедленно центрифугировали для экстрагирования плазмы, плазму анализировали на предмет соединения 1 и TMC278 посредством LC/MS/MS. Нижняя граница количественной оценки составляла 0,4 нг/мл и 2 нг/мл для TMC278 и соединения 1, соответственно. Значения тестируемых концентраций в плазме в каждый момент времени для каждого лекарственного средства приведены в таблице 5.

Таблица 5 Концентрации в плазме TMC278 и соединения 1 Лекарственное средство № животного 3 час нг/мл 1 сутки нг/мл 3 сутки нг/мл 7 сутки нг/мл 14 сутки нг/мл 28 сутки нг/мл 35 сутки нг/мл TMC278 1 0,505 <0,4 <0,4 0,421 <0,4 <0,4 <0,4 TMC278 2 0,562 0,441 0,518 0,645 <0,4 <0,4 0,527 TMC278 3 0,462 <0,4 <0,4 <0,4 <0,4 <0,4 0,769 TMC278 4 0,576 0,575 0,549 <0,4 0,424 0,475 0,400 Соединение 1 1 3,93 6,39 10,0 9,95 7,17 6,07 5,75 Соединение 1 2 2,37 12,6 15,1 13,6 12,7 8,86 12,0 Соединение 1 3 4,08 9,95 14,2 13,2 16,6 12,4 20,0 Соединение 1 4 4,46 10,5 15,9 13,0 9,89 10,5 11,6

Пример 10

In vivo тестирование расплавленной экструдированной трубки с лазерным формированием отверстий, содержащей два набора микрочастиц

Трубки с внутренним диаметром 4,5 мм экструдировали из полидиоксанона (IV_HFIP=1,99 дл/г) с применением ¾-дюймового одношнекового экструдера, оборудованного кончиком трубки. Размеры трубки мониторили при помощи прямоточной лазерной системы измерения диаметра и поддерживали с применением выталкивателя. После экструдирования трубки просверливали лазером. При подготовке к лазерному сверлению получали дизайн шаблона, который располагал дырочки на расстоянии 260 микрон друг от друга. Применяли сканирующую электронную микроскопию для определения размера внутреннего и наружного диаметров дырочек. Результаты показали, что наружный диаметр в среднем составлял 100 микрон, а внутренний в среднем составлял 30 микрон. Микрочастицы получали, как описано в примере 9. Приблизительно 133 мг смеси микрочастиц вводилось в трубки.

Приготовленные трубки имплантировали в подкожное пространство на спине четырех крыс Sprague-Dawley, весом 250-350 г. Доза TMC278 составляла 139 мг/кг и доза соединения 1 составляла 64 мг/кг. Образцы получали из хвостовой вены в заранее определенные моменты времени. Образцы крови были немедленно центрифугированы для экстракции плазмы, и плазму анализировали на предмет соединения 1 и TMC278 посредством LC/MS/MS. Нижней границей количественной оценки TMC278 и соединения 1 являлись значения 0,4 нг/мл и 2,0 нг/мл, соответственно. Значения концентраций тестированной плазмы в каждые моменты времени для каждого лекарственного средства приведены в таблице 6.

Таблица 6 Концентрации в плазме ТМС278 и соединения 1 Аналит № животного 3 час нг/мл 1 сутки нг/мл 3 сутки нг/мл 7 сутки нг/мл 14 сутки нг/мл 28 сутки нг/мл 35 сутки нг/мл TMC278 1 0,551 <0,4 <0,4 <0,4 <0,4 <0,4 <0,4 TMC278 2 1,42 0,432 <0,4 0,4 <0,4 0,451 0,403 TMC278 3 2,51 1,22 1,14 0,695 0,425 1,36 2,11 TMC278 4 1,61 <0,4 <0,4 <0,4 0,456 0,773 0,881 Соединение 1 1 2,88 <2 <2 <2 <2 <2 <2 Соединение 1 2 16,4 4,20 3,35 3,44 2,70 4,32 3,56 Соединение 1 3 27,0 9,25 6,06 3,13 2,26 13,0 13,0 Соединение 1 4 16,5 3,71 <2 <2 3,66 4,30 2,57

Пример 11

In vivo тестирование расплавленной экструдированной трубки с лазерным формированием отверстий, содержащей два набора микрочастиц, в состав которых введен F108

Расплавленную экструдированную трубку с лазерным формированием отверстий получали, как описано выше, в примере 10. Микрочастицы получали посредством метода вращающегося диска с использованием 3% масс./масс. раствора полимер/ацетон. Получали два набора микрочастиц. Таргетная композиция одного набора представляла собой 70% масс./масс. TMC278, 20% масс./масс. PLGA 50/50 (Lakeshore Biomaterials IV_HFIP=0,79 дл/г) и 10% масс./масс. F108 (BASF). Таргетная композиция другого набора микрочастиц представляла собой 70% масс./масс. соединения 1, 20% масс./масс. PLGA 50/50 (Lakeshore Biomaterials IV_HFIP=0,18 дл/г) и 10% масс./масс. F108. F108 добавляли к раствору полимера.

Условия скорости диска и температуры на входе и на выходе из конуса были теми же, что применяемые в примерах 9 и 10. Загрузки TMC278 и соединения 1 в микрочастицах измеряли посредством ВЭЖХ, итоговые концентрации составляли 61% масс./масс. и 50% масс./масс., соответственно.

Диапазон размеров микрочастиц определяли посредством произвольного выбора образца микрочастиц и помещения его на столик оптического микроскопа и использования линейки для измерения различных размеров микрочастиц в произвольно выбранном образце. Диапазоны размеров микрочастиц TMC278 и соединения 1 составляли 10-100 микрон и 20-100 микрон, соответственно. Микрочастицы смешивали, как описано в примере 9. Приблизительно 133 мг смеси микрочастиц вводили в трубки с использованием шпателя для переноса содержимого.

Приготовленные трубки имплантировали в подкожное пространство на спине четырех самцов крыс Sprague-Dawley весом 250-350 г. Дозы TMC278 и соединения 1 составляли 109 мг/кг и 78 мг/кг, соответственно. Образцы были взяты из хвостовой вены в заранее определенные моменты времени. Образцы крови немедленно центрифугировали для экстрагирования плазмы, плазму анализировали на предмет соединения 1 и TMC278 посредством LC/MS/MS. Нижняя граница количественной оценки TMC278 и соединения 1 представляла собой 0,4 нг/мл и 2 нг/мл, соответственно. Результаты концентраций тестируемой плазмы для каждого момента времени для каждого лекарственного средства приведены в таблице 7.

Таблица 7 Концентрации в плазме TMC278 и соединения 1 Лекарственное средство № животного 3 час нг/мл 1 сутки нг/мл 3 сутки нг/мл 7 сутки нг/мл 14 сутки нг/мл 28 сутки нг/мл 35 сутки нг/мл TMC278 1 2,12 0,797 0,485 <0,4 0,6 2,13 2,17 TMC278 2 1,40 0,522 <0,4 <0,4 <0,4 0,539 0,744 TMC278 3 2,42 0,939 0,521 0,405 0,478 1,13 1,48 TMC278 4 1,02 <0,4 <0,4 <0,4 0,664 2,19 2,48 Соединение 1 1 59,1 6,13 3,36 <2 8,25 22,1 13,1 Соединение 1 2 26,9 2,54 <2 2,89 <2 6,03 7,25 Соединение 1 3 39,2 4,36 <2 <2 <2 12,3 10,7 Соединение 1 4 17,3 2,98 <2 <2 6,27 16,3 15,4

Изобретение относится к медицине и представляет собой разлагаемый удаляемый фармацевтический имплантат для непрерывного высвобождения одного или нескольких лекарственных средств у индивидуума. Имплантат составлен из трубки, содержащей наружную биоразлагаемую стенку, окружающую полость, где наружная стенка обладает множеством отверстий, а полость содержит один или несколько наборов микрочастиц. Микрочастицы содержат ингибитор ВИЧ, и по меньшей мере 85% масс./масс. микрочастиц не могут пройти через отверстия диаметром 1-100 мкм через наружную стенку. Осуществление изобретения позволяет доставлять один или несколько активных ингредиентов в течение продолжительного времени. 13 з.п. ф-лы, 5 ил., 7 табл., 11 пр.

1. Разлагаемый удаляемый фармацевтический имплантат для непрерывного высвобождения одного или нескольких лекарственных средств у индивидуума, где фармацевтический имплантат составлен из трубки, содержащей наружную стенку, выполненную из разлагаемого полимера, полностью окружающей полость, где наружная стенка обладает множеством отверстий, и где полость содержит один или несколько наборов микрочастиц, в которых микрочастицы содержат по меньшей мере один ингибитор ВИЧ, и где размер микрочастиц выбран таким образом, что по меньшей мере 85% масс./масс. микрочастиц не могут пройти через отверстия диаметром 1-100 мкм, и где биоразлагаемый полимер трубки выбирают из поли(диоксанона) и сополимеров лактида (включая d-, 1- и мезомолочную кислоту, и d-, 1- и мезолактид) и гликолида (включая гликолевую кислоту), и где микрочастицы изготовлены из биологически совместимого биоразлагаемого полимера.

2. Имплантат по п. 1, где полость содержит два или более наборов микрочастиц.

3. Имплантат по п. 1, где микрочастицы помещены в гидрогель.

4. Имплантат по п. 1, где разлагаемый полимер трубки выбран из сополимеров лактида (включая d-, 1- и мезомолочную кислоту и d-, 1- и мезолактид) и гликолида (включая гликолевую кислоту).

5. Имплантат по п. 1, где разлагаемый полимер трубки является гомополимером полидиоксанона.

6. Имплантат по п. 1, где микрочастицы получают из биологически совместимого биоразлагаемого полимера, выбранного из алифатических сложных полиэфиров, полиаминокислот, сополимеров простых и сложных эфиров, полиалкиленоксалатов, полиамидов, полииминокарбонатов, сложных полиортоэфиров, сложных полиоксаэфиров, сложных полиамидоэфиров, сложных полиоксаэфиров, содержащих аминогруппы, полиангидридов, полифосфазенов и их смесей.

7. Имплантат по п. 6, где полимер, применяемый для производства микрочастиц, является биологически совместимым биоразлагаемым полимером, выбранным из гомополимеров и сополимеров лактида (включая d-, 1- и мезомолочную кислоту и d-, 1- и мезолактид), гликолида (включая гликолевую кислоту), ε-капролактона, п-диоксанона (1,4-диоксан-2-он) и триметилен карбоната (1,3-диоксан-2-он).

8. Имплантат по п. 6, где полимер, применяемый для производства микрочастиц, является биологически совместимым биоразлагаемым полимером, выбранным из сополимеров лактида (включая d-, 1- и мезомолочную кислоту и d-, 1- и мезолактид) и гликолида (включая гликолевую кислоту).

9. Имплантат по п. 6, где полимер, применяемый для производства микрочастиц, является биологически совместимым биоразлагаемым полимером, выбранным из сополимера лактида и гликолида с молярным процентным содержанием лактида, колеблющимся от 85% до 50%.

10. Имплантат по п. 2, где один набор микрочастиц содержит нуклеозидный ингибитор обратной транскриптазы, и другой набор микрочастиц содержит ненуклеозидный ингибитор обратной транскриптазы.

11. Имплантат по п. 2, где один набор микрочастиц содержит ненуклеозидный ингибитор обратной транскриптазы, и другой набор микрочастиц содержит ингибитор протеазы.

12. Имплантат по п. 1, где имплантат является цилиндром.

13. Имплантат по п. 12, где скорость разложения полимера, из которого состоит цилиндрическая трубка меньше, чем скорость разложения микрочастиц.

14. Имплантат по любому из пп. 1-13, содержащий рилпивирин.