ES2236832T3 - Preparacion de particulas para inhalacion. - Google Patents

Preparacion de particulas para inhalacion.

Info

Publication number
ES2236832T3
ES2236832T3 ES97947545T ES97947545T ES2236832T3 ES 2236832 T3 ES2236832 T3 ES 2236832T3 ES 97947545 T ES97947545 T ES 97947545T ES 97947545 T ES97947545 T ES 97947545T ES 2236832 T3 ES2236832 T3 ES 2236832T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
particles
particle
dppc
surfactant
composition according
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
ES97947545T
Other languages
English (en)
Inventor
David A. Edwards
Justin Hanes
Carmen Evora
Robert S. Langer
Rita Vanbever
Jeffrey Mintzes
Jue Wang
Donghao Chen
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Penn State Research Foundation
Massachusetts Institute of Technology
Original Assignee
Penn State Research Foundation
Massachusetts Institute of Technology
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=26738255&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=ES2236832(T3) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Priority claimed from US08/784,421 external-priority patent/US5855913A/en
Application filed by Penn State Research Foundation, Massachusetts Institute of Technology filed Critical Penn State Research Foundation
Application granted granted Critical
Publication of ES2236832T3 publication Critical patent/ES2236832T3/es
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/0012—Galenical forms characterised by the site of application
    • A61K9/007—Pulmonary tract; Aromatherapy
    • A61K9/0073—Sprays or powders for inhalation; Aerolised or nebulised preparations generated by other means than thermal energy
    • A61K9/0075—Sprays or powders for inhalation; Aerolised or nebulised preparations generated by other means than thermal energy for inhalation via a dry powder inhaler [DPI], e.g. comprising micronized drug mixed with lactose carrier particles
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K31/00—Medicinal preparations containing organic active ingredients
    • A61K31/13—Amines
    • A61K31/135—Amines having aromatic rings, e.g. ketamine, nortriptyline
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K31/00—Medicinal preparations containing organic active ingredients
    • A61K31/13—Amines
    • A61K31/135—Amines having aromatic rings, e.g. ketamine, nortriptyline
    • A61K31/137—Arylalkylamines, e.g. amphetamine, epinephrine, salbutamol, ephedrine or methadone
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K38/00—Medicinal preparations containing peptides
    • A61K38/16—Peptides having more than 20 amino acids; Gastrins; Somatostatins; Melanotropins; Derivatives thereof
    • A61K38/17—Peptides having more than 20 amino acids; Gastrins; Somatostatins; Melanotropins; Derivatives thereof from animals; from humans
    • A61K38/22—Hormones
    • A61K38/28—Insulins
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K38/00—Medicinal preparations containing peptides
    • A61K38/16—Peptides having more than 20 amino acids; Gastrins; Somatostatins; Melanotropins; Derivatives thereof
    • A61K38/17—Peptides having more than 20 amino acids; Gastrins; Somatostatins; Melanotropins; Derivatives thereof from animals; from humans
    • A61K38/38—Albumins
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/50—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates
    • A61K47/51—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent
    • A61K47/62—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent the modifying agent being a protein, peptide or polyamino acid
    • A61K47/64—Drug-peptide, drug-protein or drug-polyamino acid conjugates, i.e. the modifying agent being a peptide, protein or polyamino acid which is covalently bonded or complexed to a therapeutically active agent
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/50—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates
    • A61K47/69—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit
    • A61K47/6921—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit the form being a particulate, a powder, an adsorbate, a bead or a sphere
    • A61K47/6927—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit the form being a particulate, a powder, an adsorbate, a bead or a sphere the form being a solid microparticle having no hollow or gas-filled cores
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/14—Particulate form, e.g. powders, Processes for size reducing of pure drugs or the resulting products, Pure drug nanoparticles
    • A61K9/16—Agglomerates; Granulates; Microbeadlets ; Microspheres; Pellets; Solid products obtained by spray drying, spray freeze drying, spray congealing,(multiple) emulsion solvent evaporation or extraction
    • A61K9/1605—Excipients; Inactive ingredients
    • A61K9/1617—Organic compounds, e.g. phospholipids, fats
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/14—Particulate form, e.g. powders, Processes for size reducing of pure drugs or the resulting products, Pure drug nanoparticles
    • A61K9/16—Agglomerates; Granulates; Microbeadlets ; Microspheres; Pellets; Solid products obtained by spray drying, spray freeze drying, spray congealing,(multiple) emulsion solvent evaporation or extraction
    • A61K9/1605—Excipients; Inactive ingredients
    • A61K9/1617—Organic compounds, e.g. phospholipids, fats
    • A61K9/1623—Sugars or sugar alcohols, e.g. lactose; Derivatives thereof; Homeopathic globules
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/14—Particulate form, e.g. powders, Processes for size reducing of pure drugs or the resulting products, Pure drug nanoparticles
    • A61K9/16—Agglomerates; Granulates; Microbeadlets ; Microspheres; Pellets; Solid products obtained by spray drying, spray freeze drying, spray congealing,(multiple) emulsion solvent evaporation or extraction
    • A61K9/1605—Excipients; Inactive ingredients
    • A61K9/1629—Organic macromolecular compounds
    • A61K9/1641—Organic macromolecular compounds obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds, e.g. polyethylene glycol, poloxamers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/14—Particulate form, e.g. powders, Processes for size reducing of pure drugs or the resulting products, Pure drug nanoparticles
    • A61K9/16—Agglomerates; Granulates; Microbeadlets ; Microspheres; Pellets; Solid products obtained by spray drying, spray freeze drying, spray congealing,(multiple) emulsion solvent evaporation or extraction
    • A61K9/1605—Excipients; Inactive ingredients
    • A61K9/1629—Organic macromolecular compounds
    • A61K9/1641—Organic macromolecular compounds obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds, e.g. polyethylene glycol, poloxamers
    • A61K9/1647—Polyesters, e.g. poly(lactide-co-glycolide)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/14—Particulate form, e.g. powders, Processes for size reducing of pure drugs or the resulting products, Pure drug nanoparticles
    • A61K9/16—Agglomerates; Granulates; Microbeadlets ; Microspheres; Pellets; Solid products obtained by spray drying, spray freeze drying, spray congealing,(multiple) emulsion solvent evaporation or extraction
    • A61K9/1605—Excipients; Inactive ingredients
    • A61K9/1629—Organic macromolecular compounds
    • A61K9/1658—Proteins, e.g. albumin, gelatin
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61P—SPECIFIC THERAPEUTIC ACTIVITY OF CHEMICAL COMPOUNDS OR MEDICINAL PREPARATIONS
    • A61P3/00—Drugs for disorders of the metabolism
    • A61P3/08—Drugs for disorders of the metabolism for glucose homeostasis
    • A61P3/10—Drugs for disorders of the metabolism for glucose homeostasis for hyperglycaemia, e.g. antidiabetics

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Pharmacology & Pharmacy (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Diabetes (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Endocrinology (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Gastroenterology & Hepatology (AREA)
  • Obesity (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • General Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)
  • Acyclic And Carbocyclic Compounds In Medicinal Compositions (AREA)
  • Medicines That Contain Protein Lipid Enzymes And Other Medicines (AREA)
  • Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)

Abstract

SE PRESENTAN PARTICULAS QUE INCORPORAN UN SURFACTANTE Y/O UN COMPLEJO HIDROFILICO O HIDROFOBICO DE UN AGENTE TERAPEUTICO POSITIVA O NEGATIVAMENTE CARGADO Y UNA MOLECULA CARGADA DE CARGA OPUESTA PARA LA ADMINISTRACION DE MEDICAMENTOS AL SISTEMA PULMONAR ASI COMO PROCEDIMIENTOS PARA SU SINTESIS Y ADMINISTRACION. EN UNA REALIZACION PREFERIDA, LAS PARTICULAS ESTAN HECHA DE UN MATERIAL BIODEGRADABLE Y TIENEN UNA DENSIDAD MENOR QUE 0,4 GRS/CM 3 Y UN DIAMETRO MEDIO DE ENTRE 5 Y 30 MI M, QUE JUNTOS DAN COMO RESULTADO UN DIAMETRO AERODINAMICO DE LAS PARTICULAS DE APROXIMADAMENTE ENTRE 1 Y 3 MICRONES. LAS PARTICULAS PUEDEN FORMARSE DE MATERIALES BIODEGRADABLES TALES COMO POLIMEROS BIODEGRADABLES. POR EJEMPLO, LAS PARTICULAS PUEDEN ESTAR FORMADAS DE POLI(ACIDO LACTICO) O DE POLI(ACIDO GLICOLICO) O COPOLIMEROS DE LOS MISMOS. ALTERNATIVAMENTE, LAS PARTICULAS PUEDEN ESTAR FORMADAS SOLAMENTE DE UN AGENTE TERAPEUTICO O DE DIAGNOSIS Y UN SURFACTANTE. LOS SURFACTANTES PUEDEN INCORPORARSE EN LA SUPERFICIE DELA PARTICULA, POR EJEMPLO REVISTIENDO LA PARTICULAS DESPUES DE LA FORMULACION DE LAS PARTICULAS, O INCORPORANDO SURFACTANTE EN EL MATERIAL QUE FORMA LA PARTICULA ANTES DE LA FORMACION DE LA PARTICULA. SURFACTANTES EJEMPLARES INCLUYEN FOSFOGLICERIDOS TALES COMO LA FOSFATIDILCOLINA DE DIPALMITOILO (DPPC). LAS PARTICULAS PUEDEN ADMINISTRARSE EN FORMA DE AEROSOL DE FORMA EFECTIVA AL TRACTO RESPIRATORIO PARA PERMITIR LA ADMINISTRACION SISTEMICA O LOCAL DE UNA AMPLIA VARIEDAD DE AGENTES TERAPEUTICOS. LA FORMACION DE COMPLEJOS DE AGENTES TERAPEUTICOS POSITIVA O NEGATIVAMENTE CARGADOS JUNTO CON MOLECULAS DE CARGA OPUESTA PERMITE EL CONTROL DE LA VELOCIDAD DE LIBERACION DE LOS AGENTES EN LA CORRIENTE SANGUINEA DESPUES DE SU ADMINISTRACION.

Description

Preparación de partículas para inhalación.
Fundamento de la invención
La presente solicitud de refiere de un modo general a partículas para ser usadas en el suministro de fármacos al sistema pulmonar.
Se han descrito aerosoles para el suministro de agentes terapéuticos al aparato respiratorio, por ejemplo, Adjei, A. y Garren, J. Pharm. Res., 7: 565-569 (1990); y Zanen, P. y Lamm, J. W. J.Int. J. Pharm., 114: 111-115 (1995). El aparato respiratorio comprende las vías respiratorias superiores, incluyendo orofaringe y laringe, seguidas por las vías respiratorias inferiores, que incluyen la tráquea seguida por las bifurcaciones en bronquios y bronquiolos. Las vías respiratorias inferiores y superiores se denominan vías respiratorias conductoras. Los bronquiolos terminales se dividen entonces en bronquiolos respiratorios que conducen después a la zona respiratoria última, los alvéolos, o pulmón profundo. Gonda, I. "Aerosoles para el suministro de agentes terapéuticos y de diagnóstico al aparato respiratorio" en Critical Reviews in Therapeutic Drug Carrier Systems, 6: 273-313 (1990). El pulmón profundo, o alvéolos, son el principal objetivo de aerosoles terapéuticos inhalados para el suministro sistémico de fármacos.
Los aerosoles inhalados han sido usados para el tratamiento de trastornos pulmonares locales, entre los que se incluye el asma y la fibrosis quística (Anderson et al., Am. Rev. Respir. Dis., 140: 1317-1324 (1989)) y tienen también potencial para el suministro sistémico de péptidos y proteínas (Patton y Platz, Advanced Drug Delivery Reviews, 8: 179-196 (1992)). Sin embargo, las estrategias de suministro pulmonar de fármacos presentan muchas dificultades para suministrar macromoléculas; estas dificultades incluyen la desnaturalización de las proteínas durante la aerosolización o formación del aerosol, la pérdida excesiva de fármaco inhalado en la cavidad orofaríngea (que frecuentemente excede del 80%), el escaso control sobre el sitio de deposición, la falta de reproducibilidad de los resultados terapéuticos debido a las variaciones en los patrones de respiración, la frecuentemente demasiado rápida absorción del fármaco, que tiene potencialmente el resultado de efectos tóxicos locales, y la fagocitosis por macrófagos del pulmón.
Se ha dedicado una considerable atención al diseño de inhaladores de aerosoles terapéuticos para mejorar la eficacia de las terapias de inhalación. Timsina et al., Int. J. Pharm., 101: 1-13 (1995); y Tansey, I.P., Spray Technol. Market, 4: 26-29 (1994). También se ha prestado atención al diseño de la textura de la superficie del aerosol de polvo seco, en particular en relación con la necesidad de evitar la agregación de las partículas, fenómeno éste que reduce considerablemente la eficacia de las terapias de inhalación. French, D. L., Edwards, D. A. y Niven, R. W., J. Aerosol Sci., 27,: 769-783 (1996). las formulaciones de polvo seco ("DPFs": Dry Powder Formulations) con tamaño de partículas grande han mejorado las características de fluidez, tales como menor agregación (Visser, J., Powder Technology 58: 1-10 (1989)), una aerosolización más fácil, y potencialmente menos fagocitosis. Rudt, S. y R. H. Muller, J. Controlled Release, 22: 263-272 (1992); Tabata, Y. y Y. Ikada, J. Biomed. Mater. Res., 22; 837-858 (1988). Los aerosoles de polvo seco para terapia de inhalación se producen generalmente con diámetros medios principalmente en el intervalo de menos de 5 \mum. Ganderton, D., J. Biopharmaceutical Sciences, 3: 101-105 (1992); y Gonda, I. "Physico-Chemical Principles in Aerosol Delivery", en Topics in Pharmaceutical Sciences 1991, Crommelin, D. J. y K.K. Midha, Ed., Medpharm Scientific Publishers, Stuttgart, p. 95-115, 1992. Grandes partículas "portadoras" (que no contienen fármaco) han sido suministradas conjuntamente con aerosoles terapéuticos para ayudar a conseguir la eficaz aerosolización, entre otros posibles beneficios. French, D. L., Edwards, D. A. y Niven, R. W., J. Aerosol Sci., 27: 769-783 (1996).
Los pulmones humanos pueden eliminar o degradar rápidamente aerosoles depositados segmentables hidrolíticamente a lo largo de periodos que oscilan entre algunos minutos y horas. En las vías respiratorias superiores, los epitelios ciliados contribuyen a la "escalera mucociliar" por la cual las partículas son barridas desde las vías respiratorias hacia la boca. Pavia, D. "Lung Mucociliary Clearance" en Aerosols and the Lung: Clinical and Experimental Aspects, Clarke, S. W. y Pavia, D., Ed., Butterworths, Londres, 1984. Anderson et al., Am. Rev. Respir. Dis., 140: 1317-1324 (1989). En los pulmones profundos, los macrófagos alveolares son capaces de fagocitar las partículas poco después de su deposición. Warheit, M. B. y Harstky, M. A., Microscopy Res. Tech., 26: 412-422 (1993); Brain, J. D., "Physiology and Pathophysiology of Pulmonary Macrophages", en The Reticuloendothelial System, S. M. Reichard y J. Filkins, Ed., Plenum, Nueva York, p. 315-327, 1985; Dorries, A. M. y Valberg, P. A., Am. Rev. Resp. Disease 146: 831-837 (1991); y Gehr, P. et al., Microscopy Res. and Tech., 26: 423-436 (1993). A medida que el diámetro de las partículas excede de 3 \mum, hay cada vez menos fagocitosis por los macrófagos, Kawaguchi, H. et al., Biomaterials 7: 61-66 (1986); Krenis, L. J. y Strauss, B., Proc. Soc. Exp. Med., 107: 748-750 (1961); y Rudt, S. y Muller, R. H., J. Contr. Rel., 22: 263-272 (1992). Sin embargo, también se ha encontrado que el aumento del tamaño de partículas minimiza la probabilidad de que las partículas (que poseen densidad de masa estándar) entren en las vías respiratorias y ácinos debido a la excesiva deposición en las regiones orofaríngea o nasal. Heyder, J. et al., J. Aerosol Sci., 17: 811-825 (1986).
Las terapias de inhalación local y sistémica pueden frecuentemente aprovecharse de una liberación controlada del agente terapéutico relativamente lenta. Gonda, I., "Physico-chemical principles in aerosol delivery", en Topics in Pharmaceutical Sciences 1991, D. J. A. Crommelin y K. K. Midha, Ed., Stuttgart; Medpharm Scientific Publishers, p. 95-117 (1992). La liberación lenta desde un aerosol terapéutico puede prolongar la permanencia de un fármaco administrado en las vías respiratorias o los ácinos, y disminuir la velocidad de aparición de fármaco en el torrente circulatorio. Además, aumenta el cumplimiento por parte del paciente al reducirse la frecuencia de la dosificación. Langer, R., Science, 249: 1527-1533 (1990); y Gonda, I. "Aerosols for delivery of therapeutic and diagnostic agents to the respiratory tract", en Critical Reviews in Therapeutic Drug Carrier Systems 6: 273-313 (1990).
El suministro de fármaco de liberación controlada al pulmón puede simplificar la forma en la que se toman muchos fármacos. Gonda, I., Adv. Drug Del. Rev., 5: 1-9 (1990); y Zeng, X et al., Int. J. Pharm., 124: 149-164 (1995). El suministro pulmonar de fármaco es una atractiva alternativa a la administración oral, transdérmica y parenteral porque la auto-administración es sencilla, los pulmones proporcionan una gran superficie de mucosa para la absorción de fármaco, no hay efecto hepático de primer paso de los fármacos absorbidos, y se reduce la actividad enzimática y la degradación del fármaco mediada por el pH en comparación con la vía oral. Puede conseguirse mediante inhalación una biodisponibilidad relativamente alta de muchas moléculas, incluyendo macromoléculas. Wall, D.A., Drug Delivery, 2: 1-20 1995); Patton, J. y Platz, R., Adv. Drug Del. Rev., 8: 179-196 (1992); y Byron, P., Adv. Drug. Del. Rev., 5: 107-132 (1990). Como resultado, varias formulaciones en aerosol de fármacos terapéuticos están en uso o se están probando para el suministro al pulmón. Patton, J. S., et al., J. Controlled Release, 28: 79-85 (1994); Damms, B. y Bains, W., Nature Biotechnology (1996); Niven, R. W., et al., Pharm. Res., 12(9): 1343-1349 (1995); y Kobayashi, S. et al., Pharm. Res., 13(1): 80-83 (1996).
Los fármacos administrados actualmente por inhalación vienen principalmente como formulaciones de aerosol líquidas. Sin embargo, muchos fármacos y excipientes, especialmente proteínas, péptidos (Liu, R. et al, Biotechnol. Bioeng., 37: 177-184 (1991)) y vehículos biodegradables como poli(lactida-co-glicolidos) (PLGA) son inestables en entornos acuosos durante periodos de tiempo prolongados. Esto puede convertir en problemático el almacenamiento en forma de formulación líquida. Además, puede tener lugar la desnaturalización de la proteína durante la aerosolización con formulaciones líquidas. Mumenthaler, M. et al., Pharm. Res., 11: 12-20 (1994). Considerando estas y otras limitaciones, las formulaciones en polvo seco (DPFs) están alcanzando un interés creciente como formulaciones en aerosol para suministro pulmonar. Damms, B. y W. Bains, Nature Biotechnology (1996); Kobayashi, S., et al., Pharm. Res., 13(1): 80-83 (1996); y Timsina, M. et al., Int. J. Pharm., 101: 1-13 (1994). Sin embargo, entre los inconvenientes de las DPF es que los polvos de materiales en partículas ultrafinas suelen tener una escasa capacidad de fluidez y malas propiedades de aerosolización, dando lugar a fracciones de aerosol respirable relativamente bajas, que son las fracciones de aerosol inhalado que escapan a la deposición en la boca y en la garganta. Gonda, I., en Topics in Pharmaceutical Sciences 1991, D. Crommelin y K. Midha, editores, Stuttgart: Medpharm Scientific Publishers, 95-117 (1992). Un tema principal en muchos aerosoles es la agregación del material en partículas causada por interacciones de partícula con partícula, tales como las interacciones hidrófobas, electrostáticas y capilares. Una terapia eficaz de inhalación de polvo seco para la liberación de sustancias terapéuticas tanto a corto como a largo plazo, sea para suministro local o sistémico, requiere un polvo que muestre una agregación mínima, así como medios para evitar o suspender los mecanismos de aclaramiento naturales del pulmón hasta que los fármacos hayan sido efectivamente suministrados.
Existe la necesidad de mejores aerosoles inhalados para el suministro pulmonar de agentes terapéuticos. Existe la necesidad de desarrollar vehículos o portadores de fármacos que sean capaces de suministrar el fármaco en una cantidad efectiva en las vías respiratorias o en la zona alveolar del pulmón. También existe la necesidad de partículas para suministro pulmonar de fármacos, con unas propiedades de aerosolización mejoradas.
Es por tanto un objeto de la presente invención proporcionar vehículos mejorados para el suministro pulmonar de agentes terapéuticos. Es otro objeto de la presente invención proporcionar aerosoles inhalados que sean vehículos eficaces para el suministro de agentes terapéuticos al pulmón profundo. Es otro objeto de la presente invención proporcionar vehículos para suministro pulmonar que eviten la fagocitosis en el pulmón profundo. Es otro objeto de la presente invención proporcionar vehículos para suministro pulmonar de fármacos, que sean capaces de biodegradarse y liberar el fármaco a una velocidad controlada. Otro objeto más de la presente invención es proporcionar partículas para suministro pulmonar de fármacos con unas propiedad de aerosolización mejoradas y unas interacciones partícula-partícula optimizadas.
Sumario de la invención
Se proporcionan partículas que incorporan un agente tensioactivo y/o un complejo hidrófilo o hidrófobo de un agente terapéutico cargado positiva o negativamente y una molécula cargada con una carga opuesta, para el suministro de agentes terapéuticos o de diagnóstico al sistema pulmonar, y métodos para su síntesis y administración. Los ejemplos de agentes tensioactivos incluyen fosfatidilcolinas de origen natural, tales como dipalmitoil fosfatidilcolina ("DPPC"). Los ejemplos de complejos hidrófilos o hidrófobos incluyen insulina (cargada negativamente) y protamina (cargada positivamente). En una realización preferida, las partículas son partículas aerodinámicamente ligeras, que se hacen de un material biodegradable, y tienen una densidad aparente después de someterlas a vibración menor que 0,4 g/cm^{3}. Las partículas "aerodinámicamente ligeras" tienen generalmente un diámetro medio entre 5 \mum y 30 \mum. La densidad aparente tras vibración menor que 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio entre 5 \mum y 30 \mum, están destinados a dar partículas con un diámetro aerodinámico entre aproximadamente uno y cinco micrómetros, preferentemente entre aproximadamente uno y tres micrómetros. Las partículas pueden estar formadas de materiales biodegradables tales como polímeros biodegradables, proteínas u otros materiales solubles en agua o no solubles en agua. Las partículas pueden también estar formadas de excipientes solubles en agua, tales como trehalosa o lactosa, o proteínas, tales como las proteínas que se han de suministrar. En una realización, las partículas incluyen solamente un agente terapéutico o de diagnóstico a suministrar al paciente, en un complejo con otra molécula cargada. En una segunda realización, las partículas incluyen solamente el agente y un segundo tensioactivo. En una tercera realización, las partículas incluyen el agente tensioactivo y moléculas cargadas formando un complejo, que proporciona la liberación controlada.
Las partículas pueden usarse para el suministro mejorado de un agente terapéutico a las vías respiratorias o a la región alveolar del pulmón. Las partículas pueden ser aerosolizadas eficazmente para la administración al aparato respiratorio con el fin de permitir el suministro sistémico o local de una amplia variedad de agentes terapéuticos. También pueden ser opcionalmente suministradas conjuntamente con partículas de vehículo mayores, que no llevan agente terapéutico, que tienen por ejemplo un diámetro medio que oscila entre aproximadamente 50 \mum y 100 \mum. Las partículas pueden usarse para formar una composición que incluye dichas partículas y un vehículo aceptable farmacéuticamente para la administración a un paciente, preferentemente para administración mediante
inhalación.
Breve descripción de los dibujos
La Figura 1 es una gráfica que compara la fracción de masa de la dosis inicial que se libera desde un dispositivo inhalador de polvo seco, después de la aerosolización in vitro de microesferas de poli(ácido D,L-láctico-co-glicólico) ("PLGA"), con y sin la incorporación de dipalmitoil L-\alpha-fosfatidilcolina ("DPPC").
La Figura 2 es una gráfica que compara la fracción de masa de la dosis aerosolizada que se deposita en diferentes etapas de un impactador en cascada después de la aerosolización in vitro de microesferas de PLGA hechas mediante un procedimiento de doble emulsión, con y sin la incorporación de DPPC.
La Figura 3 es una gráfica que muestra el comportamiento en la aerosolización de microesferas de PLGA hechas mediante secado por pulverización, con y sin la incorporación de DPPC, mostrando la fracción de masa de la dosis inicial que se libera desde el dispositivo inhalador de polvo seco después de la aerosolización in vitro.
La Figura 4 es una gráfica que compara los comportamientos en la aerosolización in vitro de microesferas de PLA y PLGA hechas mediante secado por pulverización, con y sin la incorporación de DPPC, mostrando la fracción de masa de la dosis aerosolizada que se deposita en las etapas de un impactador en cascada correspondiente a la "fracción respirable".
La Figura 5 es una gráfica que compara la concentración de insulina (ng/ml) en el plasma por unidad de tiempo (horas).
La Figura 6 es una gráfica que compara la liberación de albuterol (%) a lo largo del tiempo (horas).
La Figura 7 es una gráfica que compara la liberación in vitro de albuterol (%) a lo largo del tiempo (horas) para composiciones con relaciones distintas de DPPC, albúmina, lactosa y albuterol.
La Figura 8 es una gráfica que compara el cambio de resistencia de la vía respiratoria (cm H_{2}O/ml.s) por unidad de tiempo (horas).
Descripción detallada de la invención
Se proporcionan partículas que incorporan un agente tensioactivo y/o un complejo hidrófilo o hidrófobo de un agente terapéutico o de diagnóstico cargado positiva o negativamente, y una molécula cargada con una carga opuesta para el suministro al sistema pulmonar, y métodos para su síntesis y administración. Las partículas pueden incluir, pero no es necesario que lo hagan, un agente terapéutico o de diagnóstico. En una realización, las partículas incluyen o bien solamente un agente terapéutico o bien uno de diagnóstico, para su suministro a un paciente. En una segunda realización, las partículas incluyen un agente terapéutico o de diagnóstico y un agente tensioactivo.
Las partículas tienen una densidad aparente después de vibración menor que 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio entre 5 \mum y 30 \mum, lo que, combinado, da un diámetro aerodinámico entre uno y cinco micrómetros, preferentemente entre uno y tres micrómetros. El diámetro aerodinámico se calcula para proporcionar la máxima deposición dentro de los pulmones, previamente conseguida mediante el uso de partículas muy pequeñas de menos de cinco micrómetros de diámetro, preferentemente entre uno y tres micrómetros, que después son sometidas a fagocitosis. La selección de partículas que tienen un diámetro mayor, pero que son suficientemente ligeras (de ahí la caracterización "aerodinámicamente ligera"), tiene por resultado un suministro a los pulmones equivalente, pero las partículas de mayor tamaño no son fagocitadas. Puede obtenerse un suministro mejorado usando partículas con una superficie áspera o desigual, en comparación con las que tienen una superficie lisa. La presencia de un agente tensioactivo minimiza la agregación de las partículas. La presencia de un complejo del agente terapéutico con una molécula de carga opuesta proporciona la liberación sostenida del agente.
Las partículas pueden usarse para el suministro sistémico o local controlado de agentes terapéuticos o de diagnóstico al aparato respiratorio mediante aerosolización. La administración de las partículas al pulmón por aerosolización permite el suministro en el pulmón profundo de aerosoles terapéuticos de diámetro relativamente grande, por ejemplo mayor que 5 \mum de diámetro medio. Las partículas pueden prepararse con una textura de superficie áspera para reducir la aglomeración de las partículas y mejorar la capacidad de fluidez del polvo. Las partículas tienen unas propiedades de aerosolización mejoradas. La partícula puede obtenerse con características que potencian la aerosolización mediante dispositivos inhaladores de polvo seco, y conducen a una menor deposición en la boca, la garganta y el dispositivo inhalador.
Las partículas pueden usarse para formar una composición que incluye las partículas y un vehículo aceptable farmacéuticamente para su administración a un paciente, preferentemente para su administración mediante inhalación. Los vehículos adecuados incluyen los usados típicamente para terapia de inhalación. Los expertos en la técnica pueden determinar fácilmente un vehículo aceptable farmacéuticamente apropiado para ser usado en la administración de partículas mediante inhalación.
Materiales de las partículas
Las partículas pueden prepararse enteramente a partir de un agente terapéutico o de diagnóstico, o de una combinación del agente y un tensioactivo. Las partículas son preferentemente biodegradables y biocompatibles, y opcionalmente son capaces de biodegradarse a una velocidad controlada para el suministro de un agente terapéutico o de diagnóstico. Las partículas pueden prepararse a partir de una diversidad de materiales. Pueden usarse materiales tanto inorgánicos como orgánicos. Por ejemplo, pueden usarse materiales cerámicos. Pueden usarse materiales polímeros y no polímeros, tales como ácidos grasos, para formar partículas aerodinámicamente ligeras. Otros materiales adecuados incluyen, pero sin limitarse a ellos, gelatina, polietilenglicol, trehalosa y dextrano. Pueden diseñarse y fabricarse partículas con tiempos de degradación y liberación que oscilan entre unos segundos y meses, basándose en factores tales como el material de las partículas. Entre las diferentes propiedades de la partícula que pueden contribuir a la ligereza aerodinámica se incluyen la composición que forma la partícula y la presencia de una estructura de superficie irregular, o poros o cavidades dentro de la partícula.
Partículas poliméricas
Pueden formarse partículas poliméricas a partir de cualquier polímero, copolímero o mezcla biocompatible y preferentemente biodegradable. Los polímeros preferidos son aquellos que son capaces de formar partículas aerodinámicamente ligeras que tienen una densidad aparente después de vibración menor que aproximadamente 0,4 g/cm^{3}, un diámetro medio entre 5 \mum y 30 \mum y un diámetro aerodinámico entre aproximadamente uno y cinco micrómetros, preferentemente entre aproximadamente uno y tres micrómetros. Los polímeros pueden ser preparados a la medida para optimizar diferentes características de la partícula, incluyendo: i) interacciones entre el agente a suministrar y el polímero, para proporcionar la estabilización del agente y la retención de la actividad al tener lugar el suministro; ii) la velocidad de degradación del polímero y, con ello, la velocidad de los perfiles de liberación de fármaco; iii) las características de la superficie y posibilidades de especificidad del objetivo mediante modificación química; y iv) la porosidad de las partículas.
Los polímeros erosivos de la superficie, tales como los polianhídridos, pueden ser usados para formar las partículas. Por ejemplo, pueden usarse polianhídridos tales como poli[anhídrido de (p-carboxifenoxi)-hexano] (PCPH). Polianhídridos biodegradables se describen en la patente de EE.UU. nº 4.857.311.
En otra realización, pueden usarse polímeros erosivos en masa tales como los basados en poliésteres que incluyen poli(hidroxi ácidos). Por ejemplo, pueden usarse poli(ácido glicólico) (PGA), poli(ácido láctico) (PLA) o copolímeros de los mismos, para formar las partículas. El poliéster puede tener también un grupo cargado o funcionalizable, tal como un aminoácido. En una realización preferida, las partículas con propiedades de liberación controlada pueden formarse de poli(ácido D,L-láctico) y/o poli(ácido D,L-láctico-co-glicólico) ("PLGA") que incorporan un agente tensioactivo tal como DPPC.
Otros polímeros incluyen poliamidas, policarbonatos, polialquilenos tales como polietileno, polipropileno, poli(etilenglicol), poli(óxido de etileno), poli(tereftalato de etileno), compuestos de polivinilo tales como poli(alcoholes vinílicos), poli(éteres vinílicos) y poli(ésteres vinílicos), polímeros de ácidos acrílico y metacrílico, celulosas y otros polisacáridos, y péptidos o proteínas, o copolímeros o mezclas de los mismos. Los polímeros pueden elegirse con la estabilidad y velocidad de degradación in vivo apropiadas, o modificarse para que tengan tales propiedades, para diferentes aplicaciones de suministro controlado de un fármaco.
En una realización, se forman partículas aerodinámicamente ligeras a partir de copolímeros de injerto de poliéster funcionalizado, como se describe en Hrkach et al., Macromelecules, 28: 4736-4739 (1995); y Hrkach et al., "Poly(L-Lactic acid-co-aminoacid) Graft Copolymers: A Class of Functional Biodegradable Bioaterials" en Hydrogels and Biodegradable Polymers for Bioapplications, ACS Symposium Series No. 627, Raphael M. Ottenbrite et al., Ed., American Chemical Society, capítulo 8, p. 93-101, 1996.
Pueden usarse para formar las partículas otros materiales distintos de los polímeros biodegradables. Los materiales adecuados incluyen varios polímeros no biodegradables y varios excipientes. Las partículas pueden también formarse a partir de un agente terapéutico o de diagnóstico y agente tensioactivo solo. En una realización, las partículas pueden formarse del agente tensioactivo e incluir un agente terapéutico o de diagnóstico para mejorar la eficacia de la aerosolización debido a la reducción de las interacciones superficiales de las partículas, y para reducir potencialmente la pérdida de agente debida a fagocitosis por los macrófagos alveolares.
Excipientes
Además de un agente terapéutico o de diagnóstico (o posiblemente otras moléculas para suministro deseadas), las partículas pueden incluir, y preferentemente incluyen, uno o más de los excipientes siguientes: un azúcar tal como lactosa, una proteína tal como albúmina, y/o un agente tensioactivo.
Materiales de formación de complejo
Si el agente que se ha de suministrar está cargado negativamente (como la insulina), puede añadirse protamina u otras moléculas cargadas positivamente para proporcionar un complejo lipófilo, lo que tiene por resultado la liberación sostenida del agente cargado negativamente. Pueden usarse moléculas cargadas negativamente para hacer insolubles a agentes cargados positivamente.
Agentes tensioactivos
Los agentes tensioactivos que pueden ser incorporados en las partículas para mejorar sus propiedades de aerosolización incluyen fosfoglicéridos. Los ejemplos de fosfoglicéridos incluyen fosfatidilcolinas tales como el agente tensioactivo de origen natural dipalmitoil L-\alpha-fosfatidilcolina ("DPPC"). Los agentes tensioactivos mejoran con ventaja las propiedades de la superficie, por ejemplo reduciendo las interacciones partícula con partícula, y pueden hacer menos adhesiva la superficie de las partículas. El uso de agentes tensioactivos endógenos al pulmón puede evitar la necesidad de usar agentes tensioactivos no fisiológicos.
Como se usa en el presente texto, la expresión "agente tensioactivo" se refiere a cualquier agente que se absorbe preferencialmente en una interfase entre dos fases inmiscibles, tales como la interfase entre agua y una solución orgánica de polímero, una interfase agua/aire o una interfase disolvente orgánico/aire. Los agentes tensioactivos generalmente poseen un resto hidrófilo y un resto lipófilo, de forma que, al absorberse en las micropartículas, tienden a presentar hacia el entorno exterior restos que no atraen partículas cargadas del mismo modo, reduciendo así la aglomeración de las partículas. Los agentes tensioactivos pueden también favorecer la absorción de un agente terapéutico o de diagnóstico y aumentar la biodisponibilidad del agente.
Como se usa en el presente texto, una partícula "que incorpora un agente tensioactivo" se refiere a una partícula con un agente tensioactivo en al menos la superficie de la partícula. El agente tensioactivo puede ser incorporado por toda la partícula y en la superficie durante la formación de la partícula, o puede recubrir la partícula después de la formación de la misma. El agente tensioactivo puede recubrir la superficie de la partícula por adsorción, unión iónica o covalente, o puede ser "atrapada" físicamente por la matriz circundante. El agente tensioactivo puede, por ejemplo, incorporarse en las partículas de liberación controlada, tales como microesferas poliméricas.
Proporcionar un agente tensioactivo sobre las superficies de las partículas puede reducir la tendencia de las partículas a aglomerarse debido a interacciones tales como interacciones electrostáticas, fuerzas de Van der Waals, y acción capilar. La presencia del agente tensioactivo en la superficie de la partícula puede proporcionar un aumento de la rugosidad de la superficie (aspereza), mejorando de esta forma la aerosolización al reducir el área de la superficie disponible para la interacción íntima de partícula con partícula. El uso de un agente tensioactivo que es un material natural del pulmón puede reducir potencialmente la opsonización (reduciendo así la fagocitosis por los macrófagos alveolares), proporcionando por tanto una partícula de liberación controlada de vida más prolongada en el pulmón.
Pueden usarse agentes tensioactivos conocidos en la técnica, incluyendo cualquier agente tensioactivo de origen natural. Otros ejemplos de agentes tensioactivos incluyen difosfatidil glicerol (DPPG), hexadecanol, alcoholes grasos tales como polietilenglicol (PEG), polioxietilen-9-lauril-éter, un ácido graso con actividad superficial tal como ácido palmítico o ácido oleico, trioleato de sorbitán (Span 85), glicocolato, surfactina, un poloxómero, un éster de ácido graso de sorbitán tal como trioleato de sorbitán, tiloxapol y un fosfolípido.
Materiales que mejoran la liberación sostenida
Si las moléculas son hidrófilas y tienden a solubilizarse fácilmente en un entorno acuoso, otro método para conseguir la liberación sostenida es usar colesterol o una concentración de agente tensioactivo muy elevada. Esta metodología de complejación es válida también para partículas que no son aerodinámiamente ligeras.
Formación de partículas Formación de partículas poliméricas
Pueden prepararse partículas poliméricas usando evaporación de disolvente de emulsión simple y doble, secado por pulverización, extracción con disolvente, evaporación de disolvente, separación de fases, coacervación simple y compleja, polimerización interfacial, y otros métodos bien conocidos por los expertos en la técnica. Las partículas pueden hacerse usando métodos para preparar microesferas o microcápsulas conocidos en la técnica, siempre y cuando las condiciones se optimicen para formar partículas con el diámetro aerodinámico deseado, o se realicen pasos adicionales para seleccionar partículas con densidad y diámetro suficientes para proporcionar a las partículas un diámetro aerodinámico entre uno y cinco micrómetros, preferentemente entre uno y tres micrómetros.
Los métodos desarrollados para preparar microesferas para el suministro de agentes encapsulados se describen en la bibliografía, por ejemplo como se describe en Doubrow, M., Ed., "Microcapsules and Nanoparticles in Medicine and Pharmacy", CRC Press, Boca Raton, 1992. También se describen métodos en Mathiowitz y Langer, J. Controlled Release 5, 13-22 (1987); Mathiowitz et al., Reactive Polymers 6, 275-283 (1987); y Mathiowitz et al., J. Appl. Polymer Sci. 35, 755-774 (1988). La selección del método depende de la selección del polímero, el tamaño, la morfología externa y la cristalinidad que se desea, como se describe, por ejemplo, en Mathiowitz et al., Scanning Microscopy 4: 329-340 (1990); Mathiowitz et al., J. Appl. Polymer Sci. 45, 125-134 (1992) y Benita et al., J. Pharm. Sci. 73, 1721-1724 (1984).
En la evaporación de disolvente, descrita por ejemplo en Mathiowitz et al. (1990), Benita y patente de EE.UU. nº 4.272.398 de Jaffe, el polímero se disuelve en un disolvente orgánico volátil tal como cloruro de metileno. Pueden usarse varias concentraciones de polímero diferentes, por ejemplo entre 0,05 y 1,0 g/ml. El agente terapéutico o de diagnóstico, bien sea en forma soluble o dispersado en forma de partículas finas, se añade a la solución de polímero y la mezcla se suspende en una fase acuosa que contiene un agente con actividad superficial tal como poli(alcohol vinílico). La fase acuosa puede ser, por ejemplo, una concentración de 1% de poli(alcohol vinílico) p/v en agua destilada. La emulsión resultante se agita hasta que la mayor parte del disolvente orgánico se evapora dejando microesferas sólidas, que pueden lavarse con agua y secarse durante la noche en un liofilizador. Por este método pueden obtenerse microesferas con distintos tamaños (entre 1 y 1000 micrómetros) y morfologías.
La eliminación de disolvente se diseñó principalmente para ser usada con polímeros menos estables, tales como los polianhídridos. En este método, el agente se dispersa o se disuelve en una solución del polímero elegido en un disolvente orgánico como el cloruro de metileno. La mezcla se suspende después en aceite, tal como aceite de silicona, agitando, para formar una emulsión. Dentro de las 24 horas, el disolvente difunde a la fase oleosa y las gotículas de emulsión se endurecen formando microesferas de polímero sólidas. A diferencia del método de microencapsulación de material fundido en caliente, descrito por ejemplo en Mathiowitz et al., Reactive Polymers, 6: 275 (1987), este método puede ser usado para preparar microesferas a partir de polímeros con puntos de fusión elevados y una amplia gama de pesos moleculares. Por este procedimiento pueden obtenerse microesferas que tienen un diámetro, por ejemplo, entre uno y 300 micrómetros.
Con algunos sistemas de polímeros, las partículas poliméricas preparadas usando una técnica de emulsión simple o doble varían de tamaño dependiendo del tamaño de las gotículas. Si las gotículas en las emulsiones de agua-en-aceite no son de un tamaño pequeño adecuado para formar partículas con la gama de tamaños deseada, pueden prepararse gotículas más pequeñas, por ejemplo, mediante tratamiento con ultrasonidos o mediante homogeneización de la emulsión, o añadiendo agentes tensioactivos.
Si las partículas preparadas por cualquiera de los métodos anteriores tienen una gama de tamaños fuera del intervalo deseado, las partículas pueden ser clasificadas por tamaño, por ejemplo usando un tamiz, y separarse más de acuerdo con la densidad, usando técnicas conocidas por los expertos en este campo.
Las partículas poliméricas se preparan preferentemente mediante secado por pulverización. Los métodos anteriores de secado por pulverización, tales como los que se describen en el documento PCT WO 96/09814 de Sutton y Johnson, describen la preparación de micropartículas esféricas lisas de un material soluble en agua, poseyendo al menos un 90% de las partículas un tamaño medio entre 1 y 10 \mum. El método descrito en el presente texto proporciona micropartículas ásperas (no lisas) y no esféricas, que incluyen un material soluble en agua combinado con un material insoluble en agua. Al menos el 90% de las partículas poseen un tamaño medio entre 5 y 30 \mum, y una baja masa o densidad después de vibración (menor que 0,4 g/cm^{3}).
Las partículas pueden incorporar varios complejos de agentes terapéuticos o de diagnóstico para ser suministrados con moléculas de carga opuesta, o pueden incluir sustancias tales como lípidos, que permiten la liberación sostenida de moléculas pequeñas y grandes. La adición de estos complejos o sustancias es aplicable a partículas de cualquier forma y tamaño, y es especialmente útil para alterar la velocidad de liberación de agentes terapéuticos desde partículas inhaladas.
Partículas aerodinámicamente ligeras
Pueden fabricarse partículas aerodinámicamente ligeras que tienen una densidad aparente después de vibración inferior a aproximadamente 0,4 g/cm^{3} y un diámetro aerodinámico entre uno y cinco micrómetros, preferentemente entre uno y tres micrómetros, usando los métodos descritos en el presente texto.
Tamaño de las partículas aerodinámicamente ligeras
El diámetro medio másico de las partículas puede medirse usando un aparato Coulter Multisizer II (Coulter Electronics, Luton, Beds, Inglaterra). Las partículas aerodinámicamente ligeras, en una realización preferida, son de un diámetro de al menos aproximadamente 5 micrómetros. El diámetro de las partículas en una muestra variará dependiendo de factores tales como la composición de las partículas y los métodos de síntesis. La distribución de tamaños de las partículas en una muestra puede elegirse para permitir la deposición óptima en sitios especificados dentro del aparato respiratorio.
Las partículas aerodinámicamente ligeras pueden ser fabricadas o separadas, por ejemplo mediante filtración o centrifugación, para proporcionar una muestra de partículas con una distribución de tamaños previamente elegida. Por ejemplo, más del 30%, 50%, 70% o 80% de las partículas de una muestra pueden tener un diámetro dentro de un margen elegido de al menos 5 \mum. El margen elegido dentro del cual ha de estar un determinado porcentaje de las partículas puede ser, por ejemplo, entre aproximadamente 5 y 30 \mum, u opcionalmente entre 5 y 15 \mum. En una realización preferida, al menos una parte de las partículas tienen un diámetro entre aproximadamente 9 y aproximadamente 11 \mum. Opcionalmente, puede ser también preparada una muestra de partículas en la que al menos el 90%, u opcionalmente el 95% o el 99%, tienen un diámetro dentro del margen elegido. La presencia de la proporción más alta de las partículas aerodinámicamente ligeras de mayor diámetro (al menos aproximadamente 5 \mum) en la muestra de partículas, potencia el suministro de agentes terapéuticos o de diagnóstico incorporados en las mismas al pulmón profundo.
En una realización, en la muestra de partículas, el intervalo intercuartil puede ser 2 \mum, con un diámetro medio, por ejemplo, entre aproximadamente 7,5 y 13,5 \mu. Así, por ejemplo, entre al menos el 30% y el 40% de las partículas pueden tener diámetros dentro del margen elegido. Preferentemente, dichos porcentajes de partículas tienen diámetros dentro de un margen de 1 \mum, por ejemplo entre 6,0 y 7,0 \mum, y 10,0 y 11,0 \mum o 13,0 y 14,0 \mum.
Las partículas aerodinámicamente ligeras, que opcionalmente incorporan un agente terapéutico o de diagnóstico, con una densidad aparente después de vibración menor que aproximadamente 0,4 g/cm^{3}, diámetros medios de al menos aproximadamente 5 \mum y un diámetro aerodinámico entre uno y cinco micrómetros, preferentemente entre uno y tres micrómetros, están más capacitadas para escapar a la deposición inercial y gravitacional en la región orofaríngea, y están dirigidas al aparato respiratorio o el pulmón profundo. El uso de partículas mayores (diámetro medio de al menos aproximadamente 5 \mum) es ventajoso ya que pueden aerosolizarse más eficazmente que las partículas de aerosol más pequeñas y más densas, tales como las usadas corrientemente para las terapias de aerosol.
En comparación con partículas más pequeñas, relativamente más densas, las partículas aerodinámicamente ligeras más grandes (al menos aproximadamente 5 \mum) pueden también evitar potencialmente con más éxito el incrustamiento fagocitario por los macrófagos alveolares y el aclaramiento desde los pulmones, debido a la exclusión por tamaño de las partículas del espacio citosólico de los fagocitos. La fagocitosis de las partículas por los macrófagos alveolares disminuye súbitamente al aumentar el tamaño de las partículas más allá de 3 \mum. Kawaguchi, H. et al., Biomaterials 7: 61-66 (1986); Krenis, L. J. y Strauss, B., Proc. Soc. Exp. Med., 107: 748-750 (1961); y Rudt, S. y Muller, R. H., J. Contr. Rel., 22: 263-272 (1992). Para partículas de forma estadísticamente isotrópica, tal como esferas con superficies ásperas, el volumen de envoltura de la partícula es aproximadamente equivalente al volumen del espacio citosólico requerido dentro de un macrófago para la fagocitosis completa de la partícula.
Las partículas aerodinámicamente ligeras son entonces capaces de la liberación a más largo plazo de un agente encapsulado, en los pulmones. Después de la inhalación, las partículas aerodinámicamente ligeras biodegradables pueden depositarse en los pulmones (debido a su densidad aparente después de vibración relativamente baja), y subsiguientemente experimentan una lenta degradación y liberación de fármaco, sin que la mayoría de las partículas sean fagocitadas por los macrófagos alveolares. El fármaco puede suministrarse de forma relativamente lenta en el fluido alveolar y a una velocidad controlada en el torrente circulatorio, minimizando las posibles respuestas tóxicas de las células expuestas a una concentración de fármaco excesivamente elevada. Las partículas aerodinámicamente ligeras son entonces muy adecuadas para terapias de inhalación, en particular en aplicaciones de liberación controlada.
El diámetro medio preferido para las partículas aerodinámicamente ligeras para terapias de inhalación es al menos aproximadamente 5 \mum, por ejemplo entre aproximadamente 5 y 30 \mum. Las partículas pueden ser fabricadas con los apropiados material, rugosidad de la superficie, diámetro y densidad aparente después de la vibración, para el suministro localizado a regiones elegidas del aparato respiratorio, tal como el pulmón profundo o las vías respiratorias altas. Por ejemplo, las partículas de densidad más alta o mayores pueden ser usadas para suministro en las vías respiratorias altas, o puede ser administrada una mezcla de partículas de diferentes tamaños en una muestra, provistas con el mismo o distinto agente terapéutico, a diferentes regiones diana del pulmón en una administración.
Densidad y deposición de partículas aerodinámicamente ligeras
Como se usa en el presente texto, la expresión "partículas aerodinámicamente ligeras" se refiere a partículas que tienen una densidad aparente después de vibración inferior a aproximadamente 0,4 g/cm^{3}. La densidad aparente después de vibración de las partículas de un polvo seco puede obtenerse usando un aparato GeoPyc™ (Micrometrics Instrument Corp., Norcross, GA 30093). La densidad aparente después de vibración es una medida estándar de la densidad másica de envoltura. La densidad másica de envoltura de una partícula isotrópica se define como la masa de la partícula dividida por el volumen de la envoltura de esfera mínima dentro del cual puede ser encerrada. Los aspectos que pueden contribuir a una densidad aparente después de vibración baja incluyen la textura de la superficie irregular y la estructura porosa.
El empotramiento o impacción inercial y la sedimentación gravitacional de los aerosoles son mecanismos de deposición predominantes en las vías respiratorias y ácinos de los pulmones durante las condiciones normales de respiración. Edwards, D. A., J. Aerosol Sci., 26: 293-317 (1995). La importancia de ambos mecanismos de deposición aumenta en proporción a la masa de los aerosoles y no al volumen de la partícula (o la envoltura). Como el sitio de deposición del aerosol en los pulmones viene determinado por la masa del aerosol (al menos para las partículas de diámetro aerodinámico medio mayor que aproximadamente 1 \mum), la disminución de la densidad aparente después de vibración mediante el aumento de las irregularidades de la superficie de las partículas y la porosidad de las partículas permite el suministro a los pulmones de volúmenes de envoltura de partícula mayores, siendo iguales todos los demás parámetros físicos.
Las partículas de baja densidad aparente después de vibración tienen un diámetro aerodinámico pequeño en comparación con el diámetro de la esfera de envoltura real. El diámetro aerodinámico, d_{aer}, está relacionado con el diámetro de la esfera de envoltura, d (Gonda, I., "Physico-chemical principles in aerosol delivery", en Topics in Pharmaceutical Sciences 1991 (ed. D. J. A. Crommelin y K. K. Midha), p. 95-117, Stuttgart: Medpharm Scientific Publishers, 1992)), mediante la fórmula:
d_{aer} = d \sqrt{\rho}
en la que la masa de envoltura \rho está en las unidades g/cm^{3}. La máxima deposición de partículas monodispersas de aerosol en la región alveolar del pulmón humano (\sim60%) tiene lugar para un diámetro aerodinámico de aproximadamente d_{aer} = 3 \mum. Heyder et al., J. Aerosol Sci., 17: 811-825 (1986). Debido a su pequeña densidad másica de envoltura, el diámetro real d de las partículas aerodinámicamente ligeras que comprenden un polvo inhalado monodisperso que muestre una máxima deposición en el pulmón profundo es:
d \ = \ 3/ \sqrt{\rho} \ \mu m \ (en \ donde \ \rho \ < 1 \ g/cm^{3});
en donde d es siempre mayor que 3 \mum. Por ejemplo, las partículas aerodinámicamente ligeras que muestran una densidad máxima de envoltura \rho = 0,1 g/cm^{3}, mostrarán una deposición máxima para partículas que tienen diámetros de envoltura tan grandes como 9,5 \mum. El aumento del tamaño de las partículas hace disminuir las fuerzas de adhesión entre partículas. Visser, J., Powder Technology, 58: 1-10. Así, un tamaño de partículas grande incrementa la eficacia de la aerosolización al pulmón profundo para partículas de baja densidad másica de envoltura, además de contribuir a reducir las pérdidas por fagocitosis.
Señalización de las partículas
Pueden unirse moléculas de señalización como diana a las partículas por medio de grupos funcionales reactivos sobre ellas. Por ejemplo, pueden unirse moléculas de señalización como diana a los grupos aminoácido de partículas de copolímero de injerto de poliéster funcionalizado, tales como partículas de poli(ácido láctico-co-lisina) (PLAL-Lys). Las moléculas de señalización como diana permiten la interacción de unión de la partícula con sitios de receptores específicos, tales como los que están dentro de los pulmones. Las partículas pueden ser señaladas como diana por unión de ligandos que, de forma específica o no específica, se unen a dianas concretas. Los ejemplos de moléculas de señalización como diana incluyen anticuerpos y fragmentos de los mismos incluyendo las regiones variables, lectinas y hormonas u otras moléculas orgánicas capaces de unión específica, por ejemplo, a receptores de las superficies de las células diana.
Agentes terapéuticos
Un agente cualquiera entre una diversidad de agentes terapéuticos o profilácticos puede ser incorporado dentro de las partículas, o usado para preparar partículas que consisten solamente en el agente y el tensioactivo. Las partículas pueden ser usadas para suministrar local o sistémicamente, a un animal, una diversidad de agentes incorporados. Los ejemplos incluyen compuestos sintéticos inorgánicos y orgánicos, proteínas y péptidos, polisacáridos y otros azúcares, lípidos y secuencias de ácidos nucleicos de DNA y RNA que tienen actividad terapéutica, profiláctica o de diagnóstico. Las secuencias de ácidos nucleicos incluyen genes, moléculas antisentido que se unen al DNA complementario para inhibir la transcripción, y ribozimas. Los agentes a incorporar pueden tener una variedad de actividades biológicas, tales como agentes vasoactivos, agentes neuroactivos, hormonas, anticoagulantes, agentes inmunomoduladores, agentes citotóxicos, agentes profilácticos, antibióticos, antivirales, antisentido, antígenos y anticuerpos. En algunos casos, las proteínas pueden ser anticuerpos o antígenos que de otra forma tendrían que ser administrados por inyección para desencadenar una respuesta apropiada. Pueden encapsularse compuestos con un amplio intervalo de pesos moleculares, por ejemplo entre 100 y 500.000 gramos o más por mol.
Las proteínas se definen como consistentes en 100 restos de aminoácidos o más; los péptidos son de menos de 100 restos de aminoácidos. A menos que se establezca otra cosa, el término proteína se refiere tanto a proteínas como a péptidos. Los ejemplos incluyen insulina y otras hormonas. También pueden administrarse polisacáridos, tales como heparina.
Los aerosoles poliméricos pueden ser útiles como vehículos para diversas terapias de inhalación. Pueden usarse para encapsular pequeños y grandes fármacos, liberar fármacos encapsulados a lo largo de periodos de tiempo que oscilan entre unas horas y meses, y resistir condiciones extremas durante la aerosolización o después de la deposición en los pulmones que, de otra forma, podrían perjudicar al agente terapéutico encapsulado.
Las partículas pueden incluir un agente terapéutico para suministro local dentro del pulmón, tal como agentes para el tratamiento del asma, el enfisema o la fibrosis quística, o para tratamiento sistémico. Por ejemplo, pueden administrarse genes para el tratamiento de enfermedades tales como la fibrosis quística, al igual que beta agonistas para el asma. Otros agentes terapéuticos específicos incluyen, pero sin limitarse a ellos, insulina, calcitonina, leuprolide (u hormona de liberación de gonadotropina ("LHRH")), factor estimulador de las colonias de granulocitos ("GCSF"), péptido relacionado con la hormona paratiroidea, somatostatina, testosterona, progesterona, estradiol, nicotina, fentanilo, noresterona, clonidina, escopolamina, salicilato, cromolin sódico, salmeterol, formeterol, albuterol, y
valium.
Los agentes terapéuticos que están cargados, tales como la mayoría de las proteínas, incluyendo insulina, pueden ser administrados como complejo entre el agente terapéutico cargado y una molécula de carga opuesta. Preferentemente, la molécula de carga opuesta es un lípido cargado o una proteína con carga opuesta.
Agentes de diagnóstico
Puede incorporarse dentro de las partículas cualquiera entre una diversidad de agentes de diagnóstico, que pueden suministrar, local o sistémicamente, los agentes incorporados después de la administración a un paciente. Puede incorporarse en las partículas cualquier gas biocompatible o aceptable farmacológicamente, o atraparse en los poros de dichas partículas usando una tecnología conocida por los expertos en la técnica. El término gas se refiere a cualquier compuesto que sea un gas o sea capaz de formar un gas a la temperatura a la que se está realizando la formación de la imagen. En una realización, la retención de gas en la partícula se mejora formando una barrera impermeable al gas alrededor de las partículas. Tales barreras son bien conocidas por los expertos en la técnica.
Otros agentes para la formación de imágenes que pueden utilizarse incluyen agentes disponibles comercialmente usados en tomografía de emisión de positrones (PET), tomografía asistida por ordenador (TAC), tomografía computerizada de emisión de fotones individuales, rayos X, fluoroscopía y formación de imágenes de resonancia magnética (MRI).
Los ejemplos de materiales adecuados para el uso como agentes de contraste en MRI incluyen quelatos de gadolinio actualmente disponibles, tales como ácido dietielen triamina pentaacético (DPTA) y gadopentotato dimeglumina, así como hierro, magnesio, manganeso, cobre y cromo.
Los ejemplos de materiales útiles para TAC y rayos X incluyen materiales basados en yodo para administración intravenosa, tales como monómeros iónicos tipificados por diatrizoato e iotalamato, monómeros no iónicos tales como iopamidol, isohexol e ioversol, dímeros no iónicos tales como iotrol e iodixanol, y dímeros iónicos, por ejemplo ioxagalto.
Pueden prepararse partículas porosas que pueden suministrarse a través de suministro pulmonar, y usarse, por ejemplo, para suministro local o sistémico de agentes incorporados y/o con fines de formación de imagen. Las partículas que incorporan agentes de diagnóstico pueden ser detectadas usando técnicas estándar disponibles en este campo, y equipo disponible comercialmente.
Administración
Las partículas pueden ser administradas solas o en cualquier vehículo apropiado aceptable farmacéuticamente, tal como un líquido, por ejemplo solución salina, o un polvo, para su administración al sistema respiratorio. Pueden ser co-suministradas con partículas de vehículos más grandes, que no incluyen agente terapéutico, poseyendo estas últimas diámetros másicos medios por ejemplo en el intervalo entre 50 \mum y 100 \mum.
La dosificación con aerosol, las formulaciones y los sistemas de suministro pueden elegirse para una aplicación terapéutica en particular, como se describe por ejemplo en Gonda, I., "Aerosols for delivery of therapeutic and diagnostic agents to the respiratory tract", en Critical Reviews in Therapeutic Drug Carrier Systems, 6: 273-313, 1990; y en Moren, "Aerosol dosage forms and formulations" en Aerosols in Medicine. Principles, Diagnosis and Therapy, Moren et al., ed., Elsevier, Amsterdam, 1985.
La mayor eficacia de aerosolización por las partículas descritas en el presente texto, en relación con las partículas que no incluyen un agente tensioactivo o un complejo cargado de un agente terapéutico, permite que se suministre más de un agente terapéutico. El uso de polímeros biodegradables permite la liberación controlada en los pulmones y la acción local a largo plazo o la biodisponibilidad sistémica. La desnaturalización de fármacos macromoleculares puede reducirse al mínimo durante la aerosolización ya que las macromoléculas pueden ser contenidas y protegidas dentro de una carcasa de polímero. La encapsulación conjunta de péptidos con inhibidores de peptidasa puede reducir al mínimo la degradación enzimática de los péptidos. El suministro pulmonar puede eliminar ventajosamente la necesidad de inyecciones. Por ejemplo, puede evitarse el requerimiento de inyecciones diarias de insulina.
La presente invención se entenderá mejor haciendo referencia a los ejemplos siguientes.
Ejemplo 1 Preparación de partículas aerodinámicamente ligeras de poli[(anhídrido p-carboxifenoxi)-hexano] ("PCPH")
Se sintetizaron partículas aerodinámicamente ligeras de poli[(anhídrido p-carboxifenoxi)-hexano] ("PCPH") de la forma siguiente. Se disolvieron 100 mg de PCPH (Pm aprox. 25.000) en 3,0 mL de cloruro de metileno. A esta solución clara se añadieron 5,0 mL de una solución acuosa al 1% p/v de poli(alcohol vinílico) (PVA, Pm aprox. 25.000, hidrolizado un 88% en moles) saturada con cloruro de metileno, y la mezcla se agitó en vórtice (Vortex Genie 2, Fischer Scientific) a velocidad máxima durante un minuto. La emulsión blanca lechosa resultante se vertió en un vaso de precipitados que contiene 95 mL de PVA al 1% y se homogeneizó (Silverson Homogenizers) a 6000 rpm durante un minuto, usando una punta de 19 mm. Después de la homogeneización, la mezcla se agitó con una varilla de agitación magnética y el cloruro de metileno se extrajo rápidamente de las partículas de polímero añadiendo 2 mL de alcohol isopropílico. Se siguió agitando la mezcla durante 35 minutos para permitir el endurecimiento completo de las micropartículas. Las partículas endurecidas se recogieron mediante centrifugación y se lavaron varias veces con agua bidestilada. Las partículas se liofilizaron para obtener un polvo fluido libre de grumos. Rendimiento 85-90%.
El diámetro medio de una tanda típica preparada por este protocolo es 6,0 \mum, si bien pueden hacerse partículas con diámetros medios que oscilan entre algunos centenares de nanómetros y varios milímetros con tan solo ligeras modificaciones. Las microfotografías electrónicas de barrido de una tanda típica de partículas de PCPH señaló que las partículas son muy porosas con una forma de la superficie irregular. Las partículas tienen una densidad aparente después de vibración menor que 0,4 g/cm^{3}.
Puede incorporarse un agente tensioactivo tal como DPPC en la solución de polímero antes de la formación de las partículas, u opcionalmente las partículas pueden ser recubiertas iónicamente o covalentemente por un agente tensioactivo sobre la superficie de las partículas después de la formación de las mismas, o el agente tensioactivo puede ser absorbido sobre la superficie de las partículas.
Ejemplo 2 Preparación de partículas secadas por pulverización Partículas aerodinámicamente ligeras que contienen polímero y fármaco solubles en un disolvente común
Se prepararon partículas de PLGA 50:50 aerodinámicamente ligeras mediante secado por pulverización con testosterona encapsulada dentro de las partículas, de acuerdo con el procedimiento siguiente. 2,0 g de poli(ácido D,L-láctico-co-glicólico) con una relación molar de 50:50 (PLGA 50:50, Resomer RG503, B. I. Chemicals, Montvale, NJ) y 0,50 g de testosterona (Sigma Chemical Co., St. Louis, MO) se disuelven completamente en 100 mL de diclorometano a temperatura ambiente. La mezcla se somete a continuación a secado por pulverización a través de una boquilla de 0,5 mm, a un caudal de 5 mL/min, usando un secador por pulverización de laboratorio Büchi (modelo 190, Büchi, Alemania). El caudal de aire comprimido es 700 nl. La temperatura de entrada se ajusta en 30ºC y la temperatura de salida en 25ºC. El aspirador se ajusta para que alcance un vacío de -20 a -25 bares. El rendimiento es el 51% y el tamaño medio de las partículas es aproximadamente 5 \mum. Puede conseguirse un tamaño de partícula mayor reduciendo el caudal de aire comprimido de entrada, así como cambiando otras variables. Las partículas son aerodinámicamente ligeras, como se determina por una densidad aparente después de vibración menor que o igual a 0,4 g/cm^{3} y un diámetro aerodinámico entre uno y cinco micrómetros. La porosidad y la rugosidad de la superficie pueden aumentarse variando las temperaturas de entrada y salida, entre otros factores.
Partículas aerodinámicamente ligeras que contienen polímero y fármaco en disolventes distintos
Se prepararon partículas aerodinámicamente ligeras con un fármaco hidrófilo modelo (dextrano) mediante secado por pulverización, usando el siguiente procedimiento. Se emulsionaron 2,0 mL de una solución acuosa al 10% p/v de FITC-dextrano (Pm 70.000, Sigma Chemical Co.) en 100 mL de una solución al 2% p/v de poli(ácido D,L-láctico) (PLA, Resomer R206, B. I. Chemicals) en diclorometano mediante tratamiento con sonda de ultrasonidos (Sonics and Materials, sonicador Modelo VC-250, Danbury, CT). Posteriormente la emulsión se seca por pulverización a un caudal de 5 mL/min con un caudal de aire de 700 nl/h (temperatura de entrada = 30ºC, temperatura de salida = 21ºC, -20 mbares de vacío). El rendimiento es el 56%.
Partículas de proteína aerodinámicamente ligeras
Se prepararon partículas de lisozima aerodinámicamente ligeras mediante secado por pulverización usando el siguiente procedimiento. Se disolvieron 4,75 g de lisozima (Sigma) en 95 mL de agua bidestilada (solución al 5% p/v) y se secaron por pulverización usando una boquilla de 0,5 mm y un secador por pulverización de laboratorio Büchi. El caudal de aire comprimido era 725 nl/h. El caudal de la solución de lisozima se ajustó de forma que, a una temperatura de entrada establecida entre 97 y 100ºC, la temperatura de salida fuese entre 55 y 57ºC. El aspirador se ajustó para conseguir un vacío de -30 mbares. Se encontró que la actividad enzimática de la lisozima no era afectada por este proceso, y el rendimiento de partículas aerodinámicamente ligeras fue 66%.
Partículas de alto peso molecular solubles en agua aerodinámicamente ligeras
Se prepararon mediante secado por pulverización partículas de dextrano aerodinámicamente ligeras, usando el siguiente procedimiento. Se disolvieron 6,04 g de DEAE dextrano (Sigma) en 242 mL de agua bidestilada (solución al 2,5% p/v) y se secaron por pulverización usando una boquilla de 0,5 mm y un secador por pulverización de laboratorio Büchi. El caudal de aire comprimido era 750 nl/h. El caudal de la solución de DEAE-dextrano se ajustó de forma que, a una temperatura de entrada establecida en 155ºC, la temperatura de salida fuese 80ºC. El aspirador se ajustó para conseguir un vacío de -20 mbares. El rendimiento de partículas aerodinámicamente ligeras fue 66%.
Partículas de bajo peso molecular solubles en agua aerodinámicamente ligeras
Se prepararon partículas de trehalosa aerodinámicamente ligeras usando el siguiente procedimiento. Se disolvieron 4,9 g de trehalosa (Sigma) en 192 mL de agua bidestilada (solución al 2,5% p/v) y se secaron por pulverización usando una boquilla de 0,5 mm y un secador por pulverización de laboratorio Büchi. El caudal de aire comprimido era 650 nl/h. El caudal de la solución de trehalosa se ajustó de forma que, a una temperatura de entrada ajustada en 100ºC, la temperatura de salida fuese 60ºC. El aspirador se ajustó para conseguir un vacío de -30 mbares. El rendimiento de partículas aerodinámicamente ligeras fue 36%.
Partículas de bajo peso molecular solubles en agua aerodinámicamente ligeras
El polietilenglicol (PEG) es una macromolécula soluble en agua, pero no puede ser secado por pulverización desde una solución acuosa debido a que funde a temperaturas ambiente inferiores a las que se necesitan para evaporar el agua. Como consecuencia, el PEG se secó por pulverización a temperaturas bajas a partir de una solución en diclorometano, un disolvente orgánico de bajo punto de ebullición. Se prepararon partículas de PEG aerodinámicamente ligeras usando el siguiente procedimiento. Se disolvieron 5,0 g de PEG (Pm entre 15.000 y 20.000, Sigma) en 100 mL de agua bidestilada (solución al 5,0% p/v) y se secaron por pulverización usando una boquilla de 0,5 mm y un secador por pulverización de laboratorio Büchi. El caudal de aire comprimido era 750 nl/h. El caudal de la solución de PEG se ajustó de forma que, a una temperatura de entrada ajustada en 45ºC, la temperatura de salida fuese entre 34 y 35ºC. El aspirador se ajustó para conseguir un vacío de -22 mbares. El rendimiento de partículas aerodinámicamente ligeras (densidad aparente después de vibración menor que 0,4 g/cm^{3}) fue 67%.
Puede incorporarse un agente tensioactivo tal como DPPC en la solución de polímero antes de la formación de las partículas, u opcionalmente las partículas pueden ser recubiertas iónicamente o covalentemente por agente tensioactivo en la superficie de las mismas después de su formación, o el agente tensioactivo puede ser absorbido sobre la superficie de las partículas.
Materiales y métodos
Se usaron los siguientes materiales y métodos en los Ejemplos 3 y 4.
Materiales
Los polímeros poli(ácido D,L-láctico-co-glicólico) (PLGA) con una relación molar de 50:50 y pesos moleculares indicados de 100.000 daltons (PLGA RG506) y 34.000 daltons (PLGA RG503), y poli(ácido D,L-láctico) con un peso molecular indicado de 100.000 daltons (PLA R206) fueron obtenidos de Boehringer Ingelheim (distribuidos por B. I. Chemicals, Montvale, NJ). El FITC-dextrano marcado fluorescentemente, con un peso molecular medio de 19.000, y la dipalmitoil L,\alpha-fosfatidilcolina (DPPC) fueron adquiridos en Sigma Chemical Company, St. Louis, MO.
Preparación de microesferas: doble emulsión
Se modificó un procedimiento de evaporación de disolvente de doble emulsión (Cohen, S. et al., Pharm. Res., 8 (6): 713-720 (1991) y Tabata, Y., et al., Pharm. Res., 10 (4): 487-496 (1993)) para preparar microesferas para aerosolización. De forma breve, se emulsionaron 300 \mul de una solución acuosa de FITC-dextrano (50 mg/ml) en hielo en una solución de polímero de 4 ml en cloruro de metileno (200 mg de polímero) por tratamiento con ultrasonidos, a una salida en posición 3 (Modelo VC-250, Sonics and Materials Inc., Danbury, CT) usando una micropunta durante 5-10 s, para formar la solución interna. La primera emulsión se vertió en 100 ml de una solución acuosa de PVA al 1,0% y se homogeneizó (Homogeneizador Modelo LD4, Silverson Machines Ltd, Inglaterra) a 6000 rpm, usando una punta de 16 mm durante 1 minuto para formar la doble emulsión. Las microesferas se agitaron continuamente durante 3 horas para permitir el endurecimiento, se recogieron mediante centrifugación, se lavaron varias veces con agua bidestilada y se liofilizaron formando un polvo fluyente. Se prepararon microesferas que contienen DPPC disolviendo DPPC en la solución de polímero a una concentración de 3 mg/ml antes del emulsionamiento inicial.
Preparación de microesferas: secado por pulverización
El fármaco hidrófilo modelo, dextrano marcado con isotiocianato de fluoresceína (FITC-Dextrano) fue encapsulado en PLA o PLGA mediante un nuevo método de emulsión/pulverización. Por ejemplo, se emulsionaron 2,0 ml de una solución acuosa al 10% p/v de FITC-dextrano (Pm = 70.000, Sigman Chemical Co.) en 100 ml de una solución al 2,0% p/v de PLA en diclorometano mediante tratamiento con sonda de ultrasonidos. La emulsión se secó a continuación por pulverización usando un minisecador por pulverización Büchi (Modelo 190, Büchi Instruments, Alemania) a un caudal de 5 ml/min, un caudal de aire de entrada de 700 nl/h, una temperatura de entrada de 30ºC, una temperatura de salida de 21ºC, y un vacío de -20 mbares. Cuando se incorporó la DPPC, se disolvió en la solución de polímero a una concentración de 2 mg/ml antes del emulsionamiento y el secado por pulverización.
Análisis de la distribución de tamaños de las microesferas
Las distribuciones de tamaños de las microesferas se determinaron usando un aparato Coulter Multisizer II (Coulter Electronics Limited, Luton, Beds, Inglaterra). Se añadieron aproximadamente 10 gotas de dispersante no iónico Coulter tipo IA, seguidas por 2 mL de solución isoton II (Coulter), a 5-10 mg de microesferas, y las esferas se dispersaron mediante un breve mezclado en vórtice. Esta suspensión se añadió a 50 mL de solución isoton II hasta que la coincidencia de partículas era entre 5% y 8%. Se contaron más de 500.000 partículas por cada lote de esferas.
Distribución de fármaco por microscopía confocal
Para microsopía confocal, se suspendieron en glicerina algunos miligramos de microesferas que contienen FITC-dextrano como fármaco, mediante un breve tratamiento con sonda de ultrasonidos (Sonicador Vibra-cell Modelo VC-250, micropunta de 3,2 mm, Sonics and Materials Inc., Danbury, CT) a salida en la posición 4 (50 W). Se puso una gota de la suspensión en el portaobjetos y se aplicó un cubreobjetos de vidrio y se fijó con esmalte de uñas. La suspensión se dejó sedimentar durante una hora antes de observarla por microscopía confocal (Bio-Rad MRC-600 Confocal, microscopio Axioplan).
Morfología de las microesferas por Microscopía electrónica de barrido (SEM: Scanning Electron Microscopy)
La morfología de las microesferas fue observada por microscopía electrónica de barrido (SEM) usando un microscopio Stereoscan 250 MK3 de Cambridge Instruments (Cambrigde, MA) a 15 kV. Las microesferas se liofilizaron, se montaron sobre espigas metálicas con cinta de doble lado, y se recubrieron con oro antes de la observación.
Análisis de la densidad de las microesferas
La densidad global de las microesferas se estimó mediante medidas de densidad aparente después de vibración y se confirmó por análisis de intrusión de mercurio en Porous Materials, Inc. (Ithaca, NY).
Determinación de la cantidad de FITC-Dextrano y DPPC encapsulados
La cantidad de fármaco modelo, FITC-Dextrano, encapsulada en las microesferas se determinó disolviendo 10,0 mg de microesferas en 3,0 ml de NaOH 0,8N durante la noche, a 37ºC, filtrando con un filtro de 0,45 \mum (Millipore) y midiendo la fluorescencia en relación con una curva patrón (excitación a 494 nm y emisión a 525 nm) usando un fluorímetro. La carga de fármaco se determinó dividiendo la cantidad de FITC-Dextrano encapsulado por la cantidad teórica si se hubiese encapsulado todo. La cantidad de agente tensioactivo, DPPC, encapsulado en las microesferas se determinó disolviendo 10,0 mg de microesferas en cloroformo y usando el ensayo de Stewart (New, R. R. C., "Characterization of Liposomes" en Liposomes: A Practical Approach, R. New, editor, IRL Press, New York, 105-161 (1990)).
Aerosolización in vitro y comportamiento de deposición inercial
Las características aerodinámicas de las micropartículas in vitro fueron estudiadas usando un impactador en cascada Andersen Mark I (Andersen Samplers, Atlanta, GA) a un caudal de aire de 28,3 l/min. Las placas de impactación de metal fueron recubiertas con una película fina de Tween 80 para minimizar el rebote de las partículas. Turner, J. y S. Hering, J. Aerosol Sci. 18: 215-224 (1987). Se cargaron cápsulas de gelatina (Eli Lilly) con 20 mg de micropartículas y se pusieron en un dispositivo de inhalación Spinhalter® (Fisons, Bedford, MA). Los experimentos de aerosolización se hicieron por triplicado. En cada experimento, se descargaron en el impactador 10 inhaladores durante 30 segundos. Se observó un intervalo de 60 segundos entre cada dos aerosolizaciones consecutivas. Las fracciones de microesferas depositadas en cada una de nueve etapas, correspondientes a las etapas 0 a 7 y el filtro (F) del impactador, se recogieron en frascos volumétricos mediante lavado cuidadoso de las placas con solución de NaOH (0,8 N) con el fin de proporcionar la degradación del polímero y la completa disolución del material fluorescente. Al cabo de 12 horas de incubación a 37ºC, las soluciones se filtraron con un filtro de 0,45 \mum y se midió la cantidad de material fluorescente en cada etapa a 494 nm (excitación) y a 525 nm (emisión) usando un fluorímetro. La fracción respirable de la dosis suministrada se calculó de acuerdo con las medidas de fluorescencia como porcentajes de la fluorescencia total (es decir, la cantidad recogida en las etapas 0 a Filtro) comparada con la recogida en las etapas 2 a Filtro en el impactador.
Distribución de partículas in vivo después de la aerosolización en ratas
Ratas Sprague Dawley macho (entre 150 y 200 g) fueron anestesiadas usando una mezcla de cetamina (90 mg/kg) y xilazina (10 mg/kg). La rata anestesiada se puso con el lado ventral hacia arriba sobre una mesa quirúrgica provista de una almohadilla de temperatura controlada para mantener la temperatura fisiológica. El animal fue encanulado por encima de la carina con un tubo endotraqueal conectado a un ventilador Harvard (ventilador para roedores modelo 683, South Natick, MA). El animal fue sometido a ventilación forzada durante 20 minutos a 300 ml/min. Se introdujeron 50 mg de microesferas hechas con o sin DPPC en el tubo endotraqueal. Después del periodo de ventilación forzada, el animal fue sacrificado y los pulmones y la tráquea se lavaron por separado usando lavado broncoalveolar de la forma siguiente: se introdujo una cánula traqueal, se aseguró en su sitio y las vías respiratorias se lavaron con partes alícuotas de 10 ml de solución salina equilibrada de Hanks (HBSS) libre de rojo fenol (Gibco, Grand Island, NY) sin Ca^{+2} ni Mg^{+2}. El procedimiento de lavado se repitió hasta que se recogió un volumen total de 30 ml. El fluido de lavado se centrifugó (400 g) y los sedimentos se recogieron y se resuspendieron en 2 ml de HBSS. Se retiraron 100 \mul para el recuento de partículas usando un hemacitómetro. La solución restante se mezcló con 10 ml de NaOH 0,4 N. Después de una incubación a 37ºC durante 12 horas, se midió la fluorescencia de cada solución (longitudes de onda 494 nm para excitación y 525 nm para emisión) usando un fluorímetro.
Ejemplo 3 Fabricación de microesferas de PLGA mediante un procedimiento de doble emulsión, que encapsulan un fármaco modelo de alto peso molecular, FITC-Dextrano
Se obtuvieron fotografías de microscopía electrónica de barrido "SEM" que muestran la morfología de la superficie de microesferas (MS) hechas mediante el procedimiento de doble emulsión, con y sin el agente tensioactivo pulmonar, DPPC. Mediante SEM, las microesferas (MS) hechas con y sin DPPC por el procedimiento de doble emulsión tenían características de superficie y distribución de tamaños muy similares, como se confirma mediante las medidas de distribución de tamaños que se muestran más adelante en la Tabla 1.
El eficaz atrapamiento de DPPC dentro de las microesferas (83% del teórico \pm 11% de desviación estándar, n = 6) fue confirmado disolviendo una parte alícuota de MS en cloroformo y detectando la concentración de DPPC en solución mediante el ensayo de Stewart, como se muestra en la Tabla 1. Las partículas hechas por doble emulsión con DPPC se resuspenden fácilmente en solución acuosa después de la liofilización y están libres de grumos cuando se secan, como se determina mediante microscopía óptica. Las partículas preparadas por el procedimiento de doble emulsión con DPPC se resuspenden fácilmente pero, por microscopia óptica, parecen algo aglomeradas cuando se secan.
TABLA 1 Características de las micropartículas usadas para aerosolización in vitro e in vivo^{a}
1
Se usó microscopía confocal para evaluar la distribución del fármaco modelo, FITC-Dextrano (Pm 19.000), por las microesferas preparadas sin DPPC y con DPPC. En cada caso, el fármaco se dispersa uniformemente por la matriz de polímero, lo que puede conducir al suministro prolongado de macromoléculas después de ponerla en un entorno acuoso.
La densidad de las microesferas, determinada por análisis de intrusión de mercurio, se muestra en la Tabla 2 (y se confirma por medidas de densidad aparente después de vibración).
TABLA 2 Comparación de micropartículas porosas con el polímero en masa (PLGA 50:50)
2
Usando el concepto de diámetro aerodinámico (Gonda, I. en Topics in Pharmaceutical Sciences 1991, D. Crommelin y K. Midha, editores, Stuttgart: Medpharm Scientific Publishers, p. 95-117 (1992)), es posible determinar el intervalo de tamaños de las microesferas que son teóricamente respirables, dada su densidad másica, \rho_{MS}. Específicamente, puede mostrarse a continuación en la Ecuación 2 que:
(2)\frac{0.8}{\sqrt{\rho}_{MS}} \leq \ d_{resp} \leq \ \frac{4.7}{\sqrt{\rho}_{MS}}
ecuación en la que d_{resp} corresponde al diámetro de partículas (en \mum) teóricamente capaces de entrar y permanecer en las vías respiratorias sin deposición inercial ni gravitacional (las partículas más pequeñas fuera de este intervalo son exhaladas), y en donde \rho_{MS} está en las unidades g/cm^{3}. El intervalo teórico de tamaños respirables de las microesferas se muestra también en la Tabla 2. El intervalo de tamaños óptimo (es decir, d_{resp}) para una microesfera de PLGA 50:50 no porosa es 0,69-4,05 \mum (Tabla 2). El intervalo de tamaños respirables óptimo para microesferas sin DPPC es 1,3-7,7 \mum y, para microesferas con DPPC, 1,46 - 8,58 \mum (Tabla 2). El límite superior en el tamaño de partículas respirables aumenta desde 4,05 a más de 8,5 \mum cuando se usa DPPC en la preparación de la microesfera de PLGA: Por consiguiente, el uso de microesferas de DPPC de baja densidad permite el uso de partículas mayores para aerosolización, lo que puede tener ventajas para el suministro de fármacos, tales como menos interacción de partícula con partícula debido a la disminución de la relación del área al volumen, y la menor susceptibilidad a la fagocitosis por macrófagos alveolares. Además, un efecto principal de la DPPC es hacer a las partículas menos adhesivas y por tanto permite una aerosolización mejorada, como se demuestra más adelante.
Las Figuras 1 y 2 muestran los resultados de una aerosolización in vitro de las esferas de PLGA preparadas por un procedimiento de doble emulsión, con y sin DPPC. Las microesferas fueron aerosolizadas en forma de polvo seco liberado desde un inhalador de polvo seco (DPI: Dry Powder Inhaler) Spinhaler®. La Fig. 1 ilustra la fracción de masa de las dosis inicial que se libera desde el dispositivo inhalador de polvo seco (eficacia del DPI) usando in impactador de cascada Andersen Mark I. Los valores de la eficacia del DPI que se acercan al 80% fueron obtenidos con microesferas hechas con y sin DPPC. Aunque las eficacias del DPI para los dos lotes fueron casi las mismas, puede observarse una gran diferencia entre microesferas obtenidas con y sin DPPC cuando se estudia su deposición dentro del impactador de cascada (Figura 2).
La Figura 2 muestra la fracción de masa de partículas aerosolizadas que se deposita en las etapas 2 a Filtro (2-Filtro) del impactador de cascada Andersen, consideradas las etapas correspondientes a la fracción respirable de las microesferas. Las etapas 0 y 1 corresponden más o menos a la boca y a la garganta, y a las vías respiratorias altas del pulmón, respectivamente. Las etapas 2-F corresponden a fracciones del pulmón sucesivamente más profundas. Puede observarse que un porcentaje mucho más alto de microesferas llegan a las últimas etapas del impactador (consideradas porciones más profundas de los pulmones) cuando se usa DPPC en su preparación. Globalmente, más del 35% (37,0 \pm 2,1) de las partículas aerosolizadas hechas con DPPC se consideran respirables, en comparación con el 13,2 \pm 2,9% sin DPPC, como se muestra en la Tabla 3. La gran diferencia en fracción respirable entre las partículas con DPPC y sin DPPC se atribuye al menos en parte a la reducción de la interacción de partícula con partícula debida al uso de DPPC.
Para estimar la fracción respirable (RF) teórica de las microesferas, y compararla con las RF medidas experimentalmente in vitro e in vivo, se analizaron medidas de distribución de tamaños para determinar el porcentaje (en masa) de partículas de cada tipo (con DPPC y sin DPPC) que estaban dentro del intervalo teórico de tamaños respirables (es decir, d_{resp}, Tabla 2). Como se muestra en el Tabla 3, es de esperar que sea respirable un porcentaje más alto de partículas hechas con DPPC en comparación con partículas sin DPPC (63 a 51%, respectivamente). Esta fracción respirable teórica se basa en la fracción en masa de microesferas con diámetros en el intervalo de tamaños respirables, d_{resp}, como se define por medio de la Ec. (2), y por tanto tiene en cuenta los diferentes tamaños y densidades de los dos lotes de microesferas.
TABLA 3 Comparación de las propiedades de aerosolización de las partículas in vitro
Muestra Fracción respirable teórica (es decir, % Fracción respirable
en mesa de microesferas en el intervalo medida (%, in vitro)^{b}
de tamaños respirables)^{a}
microesferas sin DPPC 51 \pm 6 13,2 \pm 2,9
microesferas con DPPC 63 \pm 2 37,0 \pm 2,1
^{a}Basada en el intervalo de tamaños respirables teórico (d_{resp}, Tabla 2) y el análisis de distribución de tamaños.
^{b}Medida usando un Impactador de Cascada Anderson Mark I.
Para determinar si las fuerzas de aglomeración durante la aerosolización de las partículas desde el dispositivo Spinhalter podrían desempeñar algún papel incluso después de que las partículas entren en el sistema del impactador (es decir, quedan aglomeradas en la corriente inspirada principalmente partículas sin DPPC, resultando la deposición en las dos primeras etapas del impactador: etapas 0 y 1), se llevaron a cabo experimentos de aerosolización in vivo en los que se dejaron caer las partículas por su propio peso en la corriente de inspiración de un sistema de ventilador Harvard unido con la tráquea de una rata anestesiada. En este modelo, aproximadamente el 63% de las partículas DPPC-PLGA inhaladas se depositan en las vías respiratorias y regiones distales del pulmón, mientras que el 57% de las partículas sin DPPC pueden penetrar más allá de la tráquea en los pulmones. Estas fracciones respirables son mucho más próximas a las fracciones respirables predichas basándose en el diámetro de partícula y la densidad en masa (Tabla 3).
La agregación de partículas es por tanto menor con partículas de PLGA que contienen DPPC que sin DPPC, incluso aunque las partículas son de tamaño y características morfológicas de la superficie similares. El uso de DPPC parece entonces reducir las atracciones entre partículas, tales como las atracciones de van der Waals y electrostáticas. También es posible que la presencia de DPPC reduzca la absorción de humedad que puede causar una interacción de partícula con partícula por fuerzas capilares.
Además de las características de biocompatibilidad de DPPC y la mejora de las propiedades de superficie de las microesferas para aerosolización, es posible que la liberación de DPPC desde las microesferas de PLGA de erosión lenta en la región alveolar de los pulmones puede asegurar más eficazmente el mantenimiento de la composición normal del fluido tensioactivo, minimizando así la posibilidad de efectos secundarios tóxicos locales. La capa de fluido tensioactivo alveolar es, como promedio, de 10 nm de espesor (Weibel, E. R., Morphometry of the Human Lung, Nueva York, Academic Press (1963)).
Ejemplo 4 Fabricación de microesferas de PLGA mediante secado por pulverización, que encapsulan un fármaco modelo de alto peso molecular, FITC-Dextrano
Se prepararon microesferas mediante secado por pulverización usando una diversidad de vehículos poliméricos, con y sin la incorporación de DPPC. Los resultados se resumen en la Tabla 4.
TABLA 4 Caracterización de micropartículas secadas por pulverización
3
También se examinaron las propiedades de aerosolización de las microesferas, como se muestra en la Tabla 5. Las microesferas hechas por secado por pulverización con y sin DPPC tienen distribuciones de tamaños (Tabla 5) y densidades másicas (0,49 \pm 0,04 g/cm^{3}) similares. Sin embargo, el comportamiento de aerosolización de los aerosoles secados por pulverización hechos con y sin DPPC es marcadamente distinto. La Figura 3 muestra que la fracción micropartículas de PLGA RG503 de bajo peso molecular que se aerosoliza desde el inhalador de polvo seco (es decir, el tanto por ciento de partículas que dejan el DPI al tener lugar la inhalación estimulada, definida como eficacia del DPI) es el 70,4% cuando las partículas están hechas con DPPC, en comparación con solamente el 46,8% para las partículas hechas sin DPPC. Además, la deposición de todos los tipos de micropartículas poliméricas después de la aerosolización en un impactador Andersen mejora mucho usando partículas recubiertas con DPPC (Tabla 5). Sin el uso de DPPC, \leq 2% de las partículas aerosolizadas alcanzan las últimas etapas del impactador (las correspondientes a la fracción respirable, etapas 2 - Filtro). Por otra parte, un máximo de 25,6% de microesferas recubiertas con DPPC alcanzan las etapas 2 - Filtro, como se muestra en la Figura 4. Pueden obtenerse fracciones respirables mayores con partículas que contienen fármacos de bajo peso molecular que son solubles en cloruro de metileno y por tanto no requieren el uso de agua durante su preparación.
TABLA 5 Resumen de los datos de aerosolización de microesferas preparadas mediante secado por pulverización con o sin DPPC
4
R206 = PLA, peso molecular aproximadamente 100.000.
RG503 = PLGA 50:50, peso molecular aproximadamente 34.000.
RG506 = PLGA 50:50, peso molecular aproximadamente 100.000.
Ejemplo 5 Fabricación de partículas de lactosa:DPPC que contienen estradiol
Materiales y métodos: Se usó un secador por pulverización portátil Niro Atomizer (Modelo nº 68) para todos los ejemplos que siguen. El aire comprimido con presión variable hacía funcionar un atomizador rotatorio situado sobre el secador. La alimentación de líquido con velocidad variable era bombeada continuamente mediante una bomba dosificadora electrónica (LMI, modelo nº A151-192s) al atomizador. Tanto la temperatura de entrada como la de salida pueden ser medidas y controladas manualmente. Un recipiente fue conectado firmemente al ciclón para recoger el producto en polvo secado por pulverización.
Se prepararon partículas que contienen estradiol para ilustrar la preparación de grandes partículas porosas que contienen una fracción en peso de fármaco relativamente alta. Las partículas de estradiol de densidad másica estándar (mayor que 0,4 g/cm^{3}) pueden obtenerse de diversas formas. En este ejemplo, las partículas incluían 30% de \beta-estradiol, 62% de lactosa y 8% de DPPC en peso. La lactosa se disolvió en agua desionizada y el estradiol y la DPPC se disolvieron en etanol al 95% v/v. Las dos soluciones se combinaron para formar una solución en etanol al 85% v/v. La concentración total de materiales de partida en polvo en la solución era 3,25% p/v. La solución se secó por pulverización bajo las condiciones siguientes: la temperatura de entrada era 160ºC; la temperatura de salida era 95ºC; la presión de atomización era 2 kp/cm^{2}; y la velocidad de alimentación era 34 ml/min. El polvo secado por pulverización resultante tenía una densidad aparente después de vibración (masa) de 0,46 g/ml. El diámetro medio basado en el volumen, medido usando un clasificador de tamaños de partículas Microtrac, era 3,5 \mum, dando un diámetro aerodinámico de 2,4 \mum.
En otro ejemplo, se prepararon partículas con estradiol de densidad másica estándar (aproximadamente 1 g/cm^{3}) secando mediante pulverización una solución que contiene 70% de estradiol y 30% de DPPC con una concentración total de polvo de 1,9% p/v en etanol al 85% v/v. El secador de pulverización se hizo funcionar bajo las condiciones siguientes: la temperatura de entrada era 150ºC; la temperatura de salida era 85ºC; la presión de atomización era 1 kp/cm^{2}; y la velocidad de alimentación era 30 ml/min. Las partículas producidas tenían una densidad aparente después de vibración de 0,62 g/ml y un diámetro medio de 6 \mum, dando por tanto un diámetro aerodinámico aproximado de 4,7 \mum.
Para producir partículas porosas ligeras, se ensayaron varias combinaciones de condiciones de funcionamiento y composiciones del polvo. Otro ejemplo de la preparación de partículas de baja densidad fue como sigue: se preparó una solución de 90% de \beta-estradiol y 10% de DPPC en peso en etanol al 95%. La solución se mezcló después con agua desionizada para preparar una solución de etanol al 85%. La concentración total de polvo era 1,1% p/v. Las condiciones de funcionamiento fueron las siguientes: la temperatura de entrada era 110ºC; la temperatura de salida era 85ºC; la presión de atomización era 1 kp/cm^{2}; y la velocidad de alimentación era 30 ml/min. El rendimiento fue 53,0%. El polvo resultante era muy fluido y estaba constituido por partículas que poseen formas irregulares y superficies rugosas, como se observa mediante SEM (microscopio electrónico de barrido). El diámetro medio, determinado mediante el aparato Microtrac, basado en el volumen, era 6 \mum. La densidad aparente después de vibración era 0,28, dando así un diámetro aerodinámico aproximado de 2,6 micrómetros, que cae en el margen deseado de entre uno y cinco
micrómetros.
Ejemplo 6 Preparación de partículas vehículo de lactosa:DPPC
Pueden crearse partículas "vehículo" para imitar partículas portadoras de fármaco con concentraciones similares de excipiente. Los estudios de cuatro partículas portadoras se discuten más adelante, seguidos por dos ejemplos de adición de pequeñas concentraciones de fármaco a la partícula portadora. En este ejemplo, se considera que un porcentaje pequeño en peso de fármaco en la partícula es menor que el 20% del peso total de polvo.
Pueden prepararse películas portadoras con densidad en masa estándar mediante varios métodos. Un ejemplo es la formulación siguiente. Se mezclaron una solución de lactosa en agua desionizada y DPPC en etanol para proporcionar una solución que contiene relaciones relativas de 67% de lactosa y 33% de DPPC en peso, en etanol al 85%, con la concentración de polvo total en la solución de aproximadamente 0,1% p/v. La solución se secó mediante pulverización bajo las condiciones siguientes: la temperatura de entrada era 200ºC; la temperatura de salida era 119ºC; la presión de atomización era 3 kp/cm^{2}; y la velocidad de alimentación era 40 ml/min. El rendimiento de este experimento fue 29,3%. El polvo secado por pulverización resultante tenía una densidad aparente después de vibración (masa) de 0,41 g/cm^{3} y un diámetro medio por promedio de volumen estimado a partir de SEM de 2,5 \mum, dando así un diámetro aerodinámico aproximado de 1,6 micrómetros, que está dentro del margen deseado, de entre uno y cinco
micrómetros.
La composición del polvo, la concentración de polvo, la composición del disolvente y las condiciones de trabajo del secador por pulverización son algunos de los factores que pueden variarse para producir partículas vehículo porosas ligeras. Pueden hacerse grandes partículas porosas que tienen una morfología similar a la de una rosquilla. Tales partículas pueden prepararse, por ejemplo, preparando una solución que incluye 33% de albúmina humana, 33% de lactosa y 33% de DPPC en peso. La albúmina humana y la lactosa se disolvieron en agua desionizada y la DPPC se disolvió en etanol al 95%. Las dos soluciones se mezclaron dando una solución de etanol al 85%. La concentración total de polvo fue aproximadamente 0,1% p/v. La solución se secó mediante pulverización bajo las condiciones siguientes: la temperatura de entrada era 110ºC; la temperatura de salida era 60ºC; la presión de atomización era 3 kp/cm^{2}; y la velocidad de alimentación era 40 ml/min. El rendimiento de este experimento fue 38,5%. La densidad aparente después de vibración (masa) de las partículas resultantes fue 0,16 g/cm^{3} y el tamaño de estas partículas en el Coulter Counter es 7,6 \mum, dando así un diámetro aerodinámico aproximado de 3,0 \mum. (Nota: Los tamaños medios en volumen aproximados por la SEM y los determinados por el Coulter Counter pueden considerarse
equivalentes).
Ejemplo 7 Preparación de partículas de albúmina:lactosa:DPPC
Otro tipo de partículas porosas grandes tiene un aspecto similar a una uva pasa. Pueden prepararse partículas con este tipo de morfología, por ejemplo, secando por pulverización una solución que contiene 20% de albúmina humana, 20% de lactosa y 60% de DPPC en peso. La albúmina humana y la lactosa se disolvieron en agua desionizada y la DPPC se disolvió en etanol al 95%. Las dos soluciones se mezclaron formando una solución de etanol al 85%. La concentración total de polvo fue aproximadamente 0,1% p/v. La solución se secó mediante pulverización bajo las condiciones siguientes: la temperatura de entrada era 110ºC; la temperatura de salida era 60ºC; la presión de atomización era 3 kp/cm^{2}; y la velocidad de alimentación era 40 ml/min. El rendimiento fue 45,0%. La densidad aparente después de vibración (masa) de estas partículas es 0,05 g/cm^{3} y el tamaño promedio-volumen aproximado de esta partícula a partir de la SEM fue 7 \mum, dando así un diámetro aerodinámico aproximado de 1,6 \mum. Los estudios de aerosolización de estas partículas dieron los resultados siguientes: la fracción de aerosolización fue 58,5%; la fracción respirable fue 26,6%, y la fracción respirable del aerosol inhalado fue 43,8%.
Ejemplo 8 Preparación de partículas de albúmina:lactosa: DPPC
Pueden usarse diversos métodos para aumentar el tamaño de las partículas. Las partículas preparadas en este ejemplo tenían más o menos la misma morfología que las del Ejemplo 7, pero eran de mayor tamaño. Las partículas se prepararon como sigue: Se secó mediante pulverización una solución de 20% de albúmina humana, 20% de lactosa y 60% de DPPC, en peso. La albúmina humana y la lactosa se disolvieron en agua desionizada y la DPPC se disolvió en etanol al 95%. Las dos soluciones se combinaron para formar una solución en etanol al 85%. La concentración total de polvo en la solución era aproximadamente 0,2% p/v. La solución se secó por pulverización bajo las condiciones siguientes: la temperatura de entrada era 110ºC; la temperatura de salida era 51ºC; la presión de atomización era 2 kp/cm^{2}; y la velocidad de alimentación era 66 ml/min. El rendimiento de este experimento fue 48,6%. La densidad aparente después de vibración (masa) de las partículas resultantes fue 0,04 g/ml y el volumen aproximado-tamaño medio de las partículas a partir de SEM fue 10 \mum, dando un diámetro aerodinámico de 2,0 micrómetros.
Ejemplo 9 Secado por pulverización de partículas de insulina:albúmina:lactosa:DPPC
Este ejemplo demuestra que la adición de menos del 20% en peso de fármaco produce pocos cambios en la morfología, el tamaño, la densidad aparente después de vibración, y las caracterizaciones de aerosolización de las partículas. Por ejemplo, se añadió insulina humana a una concentración de aproximadamente 2% en peso de las partículas en el Ejemplo 7. Las partículas se prepararon secando mediante pulverización una solución de 2% de insulina humana, 19% de albúmina humana, 19% de lactosa y 60% de DPPC en peso. La insulina humana, la albúmina humana y la lactosa se disolvieron en etanol al 95%. La solubilidad de la insulina humana en agua desionizada aumentó añadiendo unas pocas gotas de NaOH (5 g de NaOH/100 ml de agua desionizada) hasta que la insulina se disolvió. Las dos soluciones se combinaron para formar una solución en etanol al 85%. La concentración total de polvo era aproximadamente 0,1% p/v. La solución se secó mediante pulverización bajo las condiciones siguientes: la temperatura de entrada era 110ºC; la temperatura de salida era 61ºC; la presión de atomización era 3 kp/cm^{2}; y la velocidad de alimentación era 40 ml/min. El rendimiento de este experimento fue 51,1%. La densidad aparente después de vibración (masa) de las partículas resultantes fue 0,05 g/ml y el volumen aproximado-tamaño medio de estas partículas a partir de SEM fue 6,5 \mum, dando así un diámetro aerodinámico aproximado de 1,5 micrómetros. La morfología de estas partículas era similar a las del Ejemplo 7. Los estudios de aerosolización de estas partículas dieron los resultados siguientes: la fracción aerosolizada fue 45,0%; la fracción respirable fue 15,0%, y la fracción respirable del aerosol inhalado fue 58,3%.
Ejemplo 10 Preparación de partículas de albuterol
También se prepararon partículas de albuterol con una cantidad de fármaco en peso relativamente pequeña. En este ejemplo, las partículas se prepararon de acuerdo con el procedimiento del Ejemplo 6, excepto que se añadió un 4% de albuterol sobre el peso de las partículas. Las partículas se formaron mediante secado por pulverización de una solución que contiene 4% de albuterol, 33% de albúmina humana, 33% de lactosa y 33% de DPPC, en peso. El albuterol, la albúmina humana y la lactosa se disolvieron en agua desionizada y la DPPC se disolvió en etanol al 95%. Las soluciones se combinaron para formar una solución en etanol al 85%. La concentración total de polvo era aproximadamente 0,1% p/v. La solución se secó mediante pulverización bajo las condiciones siguientes: la temperatura de entrada era 110ºC; la temperatura de salida era 60ºC; la presión de atomización era 3 kp/cm^{2}; y la velocidad de alimentación era 40 ml/min. El rendimiento de este experimento fue 46,8%. La densidad aparente después de vibración (masa) de las partículas resultantes fue 0,15 g/ml y el tamaño de las partícula, medido en un contador Coulter, fue 7,2 \mum, dando así un diámetro aerodinámico aproximado de 2,8 \mu.
Ejemplo 11 Preparación de partículas de insulina de liberación sostenida
La liberación sostenida de insulina desde las partículas se consiguió haciendo a la insulina insoluble. La insulina se disolvió en agua ultrapura (0,02% p(v). Después se añadió protamina (en la proporción insulina/protamina 5/1 p/p) para formar un complejo de insulina/protamina. La formación del complejo de insulina/protamina hace que la insulina precipite. El complejo se disolvió aumentando el pH a aproximadamente 5 con HCl, para que la solución pudiese ser secada por pulverización. Después se añadió lactosa a la solución. La solución acuosa se mezcló luego con una solución al 95% v/v de etanol que contiene DPPC. La concentración final de cada excipiente en la solución al 85% v/v fue insulina/protamina/lactosa/DPPC 2/0,4/37,6/60% p/v. La solución se secó mediante pulverización bajo las condiciones siguientes: la temperatura de entrada era 110ºC; la temperatura de salida era 60ºC; la presión de atomización era 3 kp/cm^{2}; y la velocidad de alimentación era 40 ml/min. Se evaluó la capacidad de las partículas para proporcionar la liberación sostenida in vitro. Las partículas suspendidas en solución salina tamponada con fosfato a pH 7,4 liberaron menos del 10% de la insulina incorporada al cabo de 5 horas.
Ejemplo 12 Preparación de complejos de insulina:protamina:zinc
Se prepararon partículas que contienen un complejo de insulina/protamina/zinc, de acuerdo con el procedimiento del Ejemplo 11. La concentración de cada excipiente en la solución en etanol/agua (85:15% v/v) fue insulina/protamina/cloruro de zinc/lactosa/DPPC 2:0,6:0,25:32,4:60 (%, p/v). La solución se secó mediante pulverización bajo las mismas condiciones del Ejemplo 11. Se demostró que la solución también proporcionaba la liberación sostenida de insulina in vitro.
Las partículas (8 mg) fueron inhaladas en los pulmones de ratas usando los procedimientos descritos en Edwards, et al. (Science, 276, 1868 (1997)). Con fines comparativos, las partículas fueron también inyectadas por vía subcutánea y partículas de insulina no sostenida de idéntico contenido de insulina (sin protamina ni zinc) fueron inyectadas por vía subcutánea e inhaladas. La Figura 5 muestra la concentración de plasma por unidad de tiempo para insulina administrada mediante las diversas formas de administración. Las partículas de protamina/zinc inhaladas dieron por resultado elevadas concentraciones sostenidas de insulina en suero durante al menos 24 horas, al contrario que las partículas sin protamina o zinc, que liberaron la insulina en menos de aproximadamente 5 horas.
Otras sustancias terapéuticas distintas de la insulina pueden complejarse de la misma manera, e incluirse en las partículas. Las proteínas que tienen un punto isoeléctrico (pI) menor que el pH fisiológico de 7,4, como la insulina (pI = 5,3), pueden ser precipitadas de la misma manera usando protamina (p. ej. hormona del crecimiento, pI = 4,9). Las proteínas que tienen un pI más alto que el pH de 7,4 (p. ej. LHRH, calcitonina) pueden ser precipitadas usando un compuesto cargado negativamente (p. ej., dextrano-sulfato) o añadiendo la sal apropiada. Este plateamiento puede extenderse también a fármacos (p. ej. heparina) distintos de las proteínas terapéuticas.
Ejemplo 13 Preparación de partículas de albuterol de liberación sostenida
Se prepararon partículas de albuterol para evaluar la liberación sostenida de una molécula hidrófila desde estas partículas. Las partículas que contienen albuterol fueron preparadas como se describe en el Ejemplo 7, reduciendo los porcentajes de lactosa y albúmina (pero manteniendo igual la relación) y añadiendo colesterol (de porcentajes variables: 6, 8, 10, 25%) y albuterol (4%). La adición de colesterol condujo a una liberación cada vez más lenta de albuterol, como se muestra en la Figura 6. La concentración de albuterol se midió usando un espectrofotómetro UV. Los datos mostrados en la Figura 6 demuestran que puede incorporarse colesterol en las partículas para proporcionar liberación sostenida de albuterol. Resultados similares pueden conseguirse aumentando la concentración de DPPC más allá del 60%.
Ejemplo 14 Propiedades de liberación de las partículas de albúmina:DPPC:lactosa:albuterol
Se prepararon partículas (diámetro medio 10 \mum, densidad aparente después de vibración 0,06 g/cm^{3}) como se describe en el Ejemplo 7, con 60% de DPPC, 18% de albúmina, 18% de lactosa y 4% de albuterol, para demostrar que la liberación sostenida de una molécula hidrófila, tal como el albuterol, puede conseguirse también sin colesterol. La liberación in vitro de albuterol se muestra en la Figura 7, tanto para esta formulación como para una formulación de liberación no controlada que incluía solamente lactosa (96%) y albuterol (4%). Incluso sin colesterol, la liberación del albuterol se mantuvo durante casi 24 horas.
Se administraron partículas (5 mg, es decir, dosis de 200 \mug de albuterol) a cobayas usando los procedimientos del Ejemplo 12, para demostrar que las partículas de albuterol de liberación sostenida producen una broncodilatación sostenida. Se administró a los animales carbacol antes de medir la resistencia de las vías respiratorias. La resistencia de las vías respiratorias se registró usando un sistema Buxco. La resistencia de las vías respiratorias descendió súbitamente después de la inhalación de las partículas grandes porosas (Figuras 7 y 8) y se mantuvo en niveles estadísticamente bajos durante aproximadamente 1 día (n = y).
También se administraron partículas de placebo (60% de DPPC, 20% de albúmina, 20% de lactosa) preparadas como se describe en el Ejemplo 11. La resistencia de la vía respiratoria después de la sensibilización con carbacol se midió a las ocho horas después de la inhalación y a las 15 horas después de la inhalación. La resistencia de la vía respiratoria fue 1,0 \pm 0,3 y 1,0 \pm 0,2 cm H_{2}O/ml.s, lo que prueba que la broncodilatación observada en la Figura 8 se debía a la lenta liberación de albuterol.
También se ha conseguido una liberación lenta de albuterol in vitro usando partículas preparadas por los métodos del Ejemplo 7 con 10% de DPPC, 86% de albúmina y 4% de albuterol. Sin embargo, las partículas preparadas con 10% de DPPC, 43% de albúmina, 43% de lactosa y 4% de albuterol no mostraron una liberación de albuterol in vitro significativamente más lenta, lo que indica que para un contenido de DPPC relativamente bajo, el contenido elevado de albúmina es favorable para la liberación sostenida de albuterol.
Estos ejemplos demuestran que eligiendo la composición de los materiales secados mediante pulverización y variando los parámetros del secado por pulverización, pueden controlarse efectivamente las propiedades aerodinámicas de las partículas inhaladas. Más específicamente, la composición del material secado por pulverización afecta especialmente a la densidad y la forma de las partículas, mientras que los parámetros del secado mediante pulverización tienen un efecto más intenso sobre su tamaño. Por ejemplo, el aumento de la proporción de lactosa en las partículas hace más pesadas a dichas partículas, mientras que el aumento del contenido de albúmina o de dipalmitoil fosfatidilcolina (DPPC) las hace más ligeras. El aumento del contenido de DPPC aumenta también el tamaño de las partículas. Sin embargo, cuando se incorpora a las partículas una proporción relativamente pequeña de fármaco, las características de las partículas quedan relativamente no afectadas. La disminución de la temperatura de entrada hace que aumente en gran medida el tamaño de las partículas sin afectar mucho a su densidad aparente después de vibración. El aumento de la velocidad de alimentación y la disminución de la presión del aire comprimido tienden ambos a hacer aumentar el tamaño de las partículas sin afectar mucho a su densidad. Sin embargo, estos efectos son más pequeños que los de la temperatura.
Los autores conocen la existencia de los siguientes documentos:
El documento US 5306483 (Mautone) describe un procedimiento para preparar "figuras cristalinas de lípido" suspendidas en propulsores de cloro- o hidro-fluorocarbonados, o mezclas de los mismos, para el suministro de fármacos en los pulmones o en los ojos, o como lágrimas artificiales cuando las "figuras cristalinas de lípido" son administradas a los ojos sin fármaco. El documento EP 510731 (Abbott Lab) describe formulaciones de aerosol de partículas micronizadas de análogos de LHRH suspendidas en propulsores de fluorocarbonados para la deposición pulmonar del aerosol. El documento EP 656206 (Schering Corp.) describe formulaciones de aerosol de partículas de un medicamento y, opcionalmente, un excipiente, y, opcionalmente, un agente tensioactivo, suspendidas en propulsores no clorofluorocabonados para administración oral y/o nasal. El documento EP 634166 (Hoechst AG) describe formulaciones de partículas micronizadas de menos de 5 micrómetros que, cuando se ponen en un recipiente final apropiado y después de la adición de un gas propulsor parcialmente fluorado y libre de cloro, licuable bajo presión, son adecuadas para inhalación. Sin embargo, ninguna de estas referencias sugiere la preparación ni el uso de partículas grandes aerodinámicamente ligeras para el suministro de fármacos en ausencia de propulsores, o cómo podría lograse esto.
El documento 95/35097 (Univ Nottingham) describe micropartículas que comprenden una mezcla de un polímero biodegradable y un polímero soluble en agua, y un agente activo para suministro de un fármaco. Sin embargo, las micropartículas del documento WO 95/35097 son adecuadas solamente para administración oral, tópica o parenteral (inyección). No hay enseñanzas en el documento WO 95/35097 relativas al suministro pulmonar de las micropartículas.
El documento WO 96/09814 (Andaris Ltd) describe cómo se producen micropartículas que son adecuadas como producto intermedio, es decir antes del mezclado, en la producción de gas que contiene partículas para formación de imagen para diagnóstico, que son lisas y esféricas y predominantemente de un tamaño de 1-5 \mu.

Claims (15)

1. Una composición en partículas para el suministro de fármacos al sistema pulmonar que comprende partículas biocompatibles que incorporan un agente terapéutico y un agente tensioactivo, en la que las partículas tienen una densidad aparente después de vibración menor que 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio entre 5 \mum y 30 \mum efectivo para dar un diámetro aerodinámico de las partículas entre aproximadamente uno y cinco micrómetros.
2. Una composición para suministro al sistema pulmonar, que comprende partículas formadas de un agente terapéutico y un agente tensioactivo, en la que el agente tensioactivo constituye más del 60% del peso total de las partículas.
3. La composición según las reivindicaciones 1ª o 2ª, en la que el diámetro aerodinámico de las partículas está entre aproximadamente uno y tres micrómetros, o al menos el 50% de las partículas tienen un diámetro aerodinámico entre tres \mum y 5 \mum y una densidad aparente después de vibración menor que 0,2 g/cm^{3}.
4. La composición según las reivindicaciones 1ª o 2ª, que comprende además un vehículo aceptable farmacéuticamente para la administración a los pulmones.
5. La composición según las reivindicaciones 1ª o 2ª, en la que las partículas comprenden un polímero biodegradable y/o un excipiente.
6. La composición según las reivindicaciones 1ª o 2ª, en la que las partículas tienen un estructura irregular de la superficie.
7. La composición según las reivindicaciones 1ª o 2ª, en la que el agente tensioactivo está aplicado como recubrimiento en la superficie de la partícula, o está incorporado dentro de la partícula y en la superficie de la misma.
8. La composición según las reivindicaciones 1ª o 2ª, en la que el agente terapéutico se elige entre el grupo que consiste en proteínas, polisacáridos, lípidos, ácidos nucleicos y combinaciones de los mismos, o se elige entre el grupo que consiste en nucleótidos y oligonucleótidos.
9. La composición según la reivindicación 8ª, en la que el agente terapéutico se elige entre el grupo consistente en insulina, calcitonina, leuprolide, factor estimulador de las colonias de granulocitos, péptido relacionado con la hormona paratiroidea, somatostatina, testosterona, progesterona, estradiol, nicotina, fentanilo, noresterona, clonidina, escopolamina, salicilato, cromolin sódico, salmeterol, formeterol, valium y albuterol.
10. La composición según las reivindicaciones 1ª o 2ª, en la que el agente tensioactivo se elige entre el grupo consistente en un ácido graso, un fosfolípido y un copolímero de bloques, y es preferentemente un fosfoglicérido tal como dipalmitoil L-\alpha-fosfatidilcolina.
11. Una composición en partículas para el suministro de fármacos al sistema pulmonar, que comprende partículas biocompatibles que incorporan un agente terapéutico que es una especie cargada y una molécula que tiene una carga opuesta a la carga del agente terapéutico y que forma un complejo con él; y opcionalmente las partículas tienen una densidad aparente después de vibración menor que 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio entre 5 \mum y 30 \mum efectivo para dar un diámetro aerodinámico de las partículas entre aproximadamente uno y cinco micrómetros.
12. La composición según la reivindicación 11ª, en la que el agente es hidrófilo, la molécula incluye un resto hidrófobo y el agente y la molécula forman un complejo, o el agente terapéutico está cargado negativamente y la molécula forma un complejo lipófilo.
13. La composición según la reivindicación 11ª, en la que el agente terapéutico se elige entre el grupo consistente en insulina, calcitonina, leuprolide, factor estimulador de las colonias de granulocitos, péptido relacionado con la hormona paratiroidea, somatostatina, testosterona, progesterona, estradiol, nicotina, fentanilo, noresterona, clonidina, escopolamina, salicilato, cromolin sódico, salmeterol, formeterol, valium y albuterol.
14. La composición según la reivindicación 11ª, en la que la molécula cargada es protamina y, por ejemplo, el agente terapéutico es insulina, comprendiendo el complejo además zinc.
15. El uso de la composición según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, para la elaboración de un medicamento para suministro al sistema pulmonar.
ES97947545T 1997-01-16 1997-11-17 Preparacion de particulas para inhalacion. Expired - Lifetime ES2236832T3 (es)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/784,421 US5855913A (en) 1997-01-16 1997-01-16 Particles incorporating surfactants for pulmonary drug delivery
US784421 1997-01-16
US5900497P 1997-09-15 1997-09-15
US59004P 1997-09-15

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2236832T3 true ES2236832T3 (es) 2005-07-16

Family

ID=26738255

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES97947545T Expired - Lifetime ES2236832T3 (es) 1997-01-16 1997-11-17 Preparacion de particulas para inhalacion.

Country Status (8)

Country Link
EP (1) EP0954282B1 (es)
JP (1) JP3884484B2 (es)
AT (1) ATE287257T1 (es)
CA (1) CA2277801C (es)
DE (1) DE69732306T2 (es)
ES (1) ES2236832T3 (es)
PT (1) PT954282E (es)
WO (1) WO1998031346A1 (es)

Families Citing this family (414)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1005374B1 (en) * 1997-01-22 2007-04-18 Zycos Inc. Microparticles for delivery of nucleic acid
US7052678B2 (en) 1997-09-15 2006-05-30 Massachusetts Institute Of Technology Particles for inhalation having sustained release properties
US6309623B1 (en) 1997-09-29 2001-10-30 Inhale Therapeutic Systems, Inc. Stabilized preparations for use in metered dose inhalers
US6433040B1 (en) 1997-09-29 2002-08-13 Inhale Therapeutic Systems, Inc. Stabilized bioactive preparations and methods of use
US6565885B1 (en) 1997-09-29 2003-05-20 Inhale Therapeutic Systems, Inc. Methods of spray drying pharmaceutical compositions
US6946117B1 (en) 1997-09-29 2005-09-20 Nektar Therapeutics Stabilized preparations for use in nebulizers
CN1169520C (zh) * 1997-09-29 2004-10-06 耐科塔医药公司 多孔微粒及其使用方法
US20060165606A1 (en) 1997-09-29 2006-07-27 Nektar Therapeutics Pulmonary delivery particles comprising water insoluble or crystalline active agents
GB9727102D0 (en) * 1997-12-22 1998-02-25 Andaris Ltd Microparticles and their therapeutic use
CA2336139C (en) * 1998-06-24 2008-10-14 Advanced Inhalation Research, Inc. Large porous particles emitted from an inhaler
EP1273290A1 (en) * 1998-06-24 2003-01-08 Advanced Inhalation Research, Inc. Large porous particles emitted from an inhaler
EP1767195A3 (en) * 1998-08-25 2007-04-04 Advanced Inhalation Research, Inc. Stable spray-dried protein formulations
AU758351B2 (en) * 1998-08-25 2003-03-20 Alkermes, Inc. Stable spray-dried protein formulations
US6956021B1 (en) 1998-08-25 2005-10-18 Advanced Inhalation Research, Inc. Stable spray-dried protein formulations
US7056504B1 (en) 1998-08-27 2006-06-06 Massachusetts Institute Of Technology Rationally designed heparinases derived from heparinase I and II
JP2003527822A (ja) 1998-08-27 2003-09-24 マサチューセッツ インスティテュート オブ テクノロジー ヘパリナーゼｉおよびｉｉ由来の合理的に設計されたヘパリナーゼ
MA25590A1 (fr) * 1998-09-14 2002-12-31 Inhale Therapeutic Syst Agent actif de delivraison de poudre seche
CA2276066A1 (en) * 1999-03-11 2000-09-11 Zycos Inc. Microparticles for delivery of nucleic acid
AU2005201927B2 (en) * 1999-03-11 2008-08-21 Eisai Inc. Microparticles for delivery of nucleic acid
EP1171091A1 (de) * 1999-04-16 2002-01-16 Jenapharm GmbH &amp; Co. KG Pharmazeutische oder kosmetische zusammensetzungen zur lokalen, intradermalen applikation von estrogenen
PT1169065E (pt) * 1999-04-21 2005-07-29 1357784 Ontario Inc Formulacoes para detectar de asma
CA2370539C (en) 1999-04-23 2009-01-06 Massachusetts Institute Of Technology System and method for notating polymers
AU4450700A (en) * 1999-04-27 2000-11-10 Eli Lilly And Company Insulin crystals for pulmonary administration
EP1175204A4 (en) * 1999-05-04 2006-05-31 Aradigm Corp AEROSOL FORMULATION AND ARTICLES FOR INCREASING LIBIDO IN WOMEN BY MOMENTARY TESTOSTERONE ADMINISTRATION
US7258850B2 (en) 1999-05-04 2007-08-21 Aradigm Corporation Methods and compositions for treating erectile dysfunction
US6428769B1 (en) * 1999-05-04 2002-08-06 Aradigm Corporation Acute testosterone administration
CA2371836C (en) * 1999-05-27 2006-01-31 Acusphere, Inc. Porous drug matrices and methods of manufacture thereof
EP1642572A1 (en) * 1999-05-27 2006-04-05 Acusphere, Inc. Porous drug matrices and methods of manufacture thereof
US6395300B1 (en) 1999-05-27 2002-05-28 Acusphere, Inc. Porous drug matrices and methods of manufacture thereof
US7919119B2 (en) 1999-05-27 2011-04-05 Acusphere, Inc. Porous drug matrices and methods of manufacture thereof
US6610317B2 (en) 1999-05-27 2003-08-26 Acusphere, Inc. Porous paclitaxel matrices and methods of manufacture thereof
US6858199B1 (en) 2000-06-09 2005-02-22 Advanced Inhalation Research, Inc. High efficient delivery of a large therapeutic mass aerosol
FR2797398B1 (fr) * 1999-08-11 2002-10-18 Mainelab Microparticules pour administration pulmonaire
US6586008B1 (en) * 1999-08-25 2003-07-01 Advanced Inhalation Research, Inc. Use of simple amino acids to form porous particles during spray drying
US7252840B1 (en) 1999-08-25 2007-08-07 Advanced Inhalation Research, Inc. Use of simple amino acids to form porous particles
AU763041B2 (en) * 1999-08-25 2003-07-10 Alkermes, Inc. Modulation of release from dry powder formulations
AU768299B2 (en) * 1999-08-25 2003-12-04 Alkermes, Inc. Formulation for spray-drying large porous particles
DE19962221A1 (de) * 1999-10-01 2001-05-23 Glatt Process Technology Gmbh Dispersionen für Depotapplikationen
FI20002217A7 (fi) * 1999-12-30 2001-07-01 Orion Yhtymae Oyj Inhalaatiopartikkelit
US7229619B1 (en) 2000-11-28 2007-06-12 Medimmune, Inc. Methods of administering/dosing anti-RSV antibodies for prophylaxis and treatment
CA2402160C (en) 2000-03-08 2012-02-14 Massachusetts Institute Of Technology Heparinase iii and uses thereof
GB0008660D0 (en) * 2000-04-07 2000-05-31 Arakis Ltd The treatment of respiratory diseases
ES2525087T5 (es) 2000-05-10 2018-06-28 Novartis Ag Polvos basados en fosfolípidos para administración de fármacos
US7871598B1 (en) * 2000-05-10 2011-01-18 Novartis Ag Stable metal ion-lipid powdered pharmaceutical compositions for drug delivery and methods of use
AU2006200768B2 (en) * 2000-05-10 2008-07-17 Novartis Ag Phosopholipid-based powders for drug delivery
FR2809309B1 (fr) * 2000-05-23 2004-06-11 Mainelab Microspheres a liberation prolongee pour administration injectable
PT1296651E (pt) * 2000-06-27 2008-02-12 Vectura Ltd Método para fazer partículas para serem usadas numa composição farmacêutica
CA2413692C (en) * 2000-06-27 2011-10-18 Vectura Limited Method of making particles for use in a pharmaceutical composition
US7575761B2 (en) 2000-06-30 2009-08-18 Novartis Pharma Ag Spray drying process control of drying kinetics
WO2002007705A1 (en) * 2000-07-20 2002-01-31 Campina B.V. Carrier material for dry powder inhalation
AU2001280934A1 (en) * 2000-07-28 2002-02-13 Alliance Pharmaceutical Corp. Methods and compositions to upregulate, redirect or limit immune responses to bioactive compounds
DE60138115D1 (de) 2000-09-12 2009-05-07 Massachusetts Inst Technology Verfahren und produkte, die mit niedermolekularem heparin assoziiert sind
US6514482B1 (en) 2000-09-19 2003-02-04 Advanced Inhalation Research, Inc. Pulmonary delivery in treating disorders of the central nervous system
US6613308B2 (en) * 2000-09-19 2003-09-02 Advanced Inhalation Research, Inc. Pulmonary delivery in treating disorders of the central nervous system
AU2002224408B2 (en) * 2000-10-18 2007-08-23 Massachusetts Institute Of Technology Methods and products related to pulmonary delivery of polysaccharides
US6818216B2 (en) 2000-11-28 2004-11-16 Medimmune, Inc. Anti-RSV antibodies
US6855493B2 (en) 2000-11-28 2005-02-15 Medimmune, Inc. Methods of administering/dosing anti-RSV antibodies for prophylaxis and treatment
US7179900B2 (en) 2000-11-28 2007-02-20 Medimmune, Inc. Methods of administering/dosing anti-RSV antibodies for prophylaxis and treatment
EP2412384A1 (en) 2000-11-28 2012-02-01 MedImmune, LLC Methods of administering/dosing anti-RSV antibodies for prophylaxis and treatment
PT1355919E (pt) 2000-12-12 2011-03-02 Medimmune Llc Moléculas com semivida longa, composições que as contêm e suas utilizações
WO2002053190A2 (en) * 2000-12-29 2002-07-11 Advanced Inhalation Research, Inc. Particles for inhalation having sustained release properties
EP1797902A3 (en) * 2000-12-29 2007-10-03 Advanced Inhalation Research, Inc. Particles for inhalation having sustained release properties
GB0107106D0 (en) * 2001-03-21 2001-05-09 Boehringer Ingelheim Pharma Powder inhaler formulations
EP1390012A4 (en) * 2001-04-26 2009-10-28 Novartis Ag NEW METHODS AND COMPOSITIONS FOR RELEASING MACROMOLECULES TO OR BY THE AIRWAY
US7585493B2 (en) 2001-05-24 2009-09-08 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Thin-film drug delivery article and method of use
CA2446904A1 (en) 2001-05-24 2003-04-03 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Delivery of drug esters through an inhalation route
US7458374B2 (en) 2002-05-13 2008-12-02 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Method and apparatus for vaporizing a compound
WO2002094240A1 (en) * 2001-05-24 2002-11-28 Alexza Molecular Delivery Corporation Delivery of physiologically active compounds through an inhalation route
US7766013B2 (en) 2001-06-05 2010-08-03 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Aerosol generating method and device
US7090830B2 (en) 2001-05-24 2006-08-15 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Drug condensation aerosols and kits
US7498019B2 (en) 2001-05-24 2009-03-03 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Delivery of compounds for the treatment of headache through an inhalation route
CA2641760A1 (en) 2001-05-24 2002-11-28 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Delivery of alprazolam, estazolam, midazolam or triazolam through an inhalation route
US6759029B2 (en) 2001-05-24 2004-07-06 Alexza Molecular Delivery Corporation Delivery of rizatriptan and zolmitriptan through an inhalation route
DK1389096T3 (da) * 2001-05-24 2009-06-22 Alexza Pharmaceuticals Inc Indgivelse af opiater gennem en inhalationsrute
US20070122353A1 (en) 2001-05-24 2007-05-31 Hale Ron L Drug condensation aerosols and kits
GB0120123D0 (en) * 2001-08-17 2001-10-10 Upperton Ltd Preparation of microparticles
EP1575976A4 (en) 2001-11-02 2006-08-23 Insert Therapeutics Inc METHODS AND COMPOSITIONS FOR THE THERAPEUTIC USE OF RNA INTERFERENCE
WO2003041693A1 (en) 2001-11-09 2003-05-22 Alexza Molecular Delivery Corporation Delivery of diazepam through an inhalation route
EP1458361A4 (en) * 2001-11-20 2007-04-25 Advanced Inhalation Res Inc COMPOSITIONS FOR DISTRIBUTING PRODUCTS WITH LASTING EFFECT
CA2465675C (en) 2001-11-20 2008-06-10 Advanced Inhalation Research, Inc. Improved particulate compositions for pulmonary delivery
CA2460343A1 (en) 2001-11-21 2003-07-17 Alexza Molecular Delivery Corporation Delivery of caffeine through an inhalation route
JP2005514393A (ja) 2001-12-19 2005-05-19 ネクター セラピューティクス アミノグリコシドの肺への供給
WO2003068315A1 (en) * 2002-02-15 2003-08-21 Pantarhei Bioscience B.V. A pulmonary drug delivery composition containing a progestogen and an androgen for use in a contraceptive method in males
WO2003068314A1 (en) * 2002-02-15 2003-08-21 Pantarhei Bioscience B.V. Pulmonary administration of 6-alpha-alkylated testosterone derivatives for androgen replacement therapy
JP4384503B2 (ja) 2002-03-20 2009-12-16 アルカーメス，インコーポレイテッド レボドパの肺送達
AU2003243191B2 (en) 2002-05-02 2007-09-20 President And Fellows Of Harvard College Formulations limiting spread of pulmonary infections
US9339459B2 (en) 2003-04-24 2016-05-17 Nektar Therapeutics Particulate materials
US7425618B2 (en) 2002-06-14 2008-09-16 Medimmune, Inc. Stabilized anti-respiratory syncytial virus (RSV) antibody formulations
US7132100B2 (en) 2002-06-14 2006-11-07 Medimmune, Inc. Stabilized liquid anti-RSV antibody formulations
EP1534335B9 (en) 2002-08-14 2016-01-13 Macrogenics, Inc. Fcgammariib-specific antibodies and methods of use thereof
WO2004030659A1 (en) * 2002-09-30 2004-04-15 Acusphere, Inc. Sustained release porous microparticles for inhalation
US7550133B2 (en) 2002-11-26 2009-06-23 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Respiratory drug condensation aerosols and methods of making and using them
NZ554885A (en) * 2002-12-31 2009-07-31 Altus Pharmaceuticals Inc Complexes of hgh crystals and protamine polymers
EP2460530A3 (en) 2002-12-31 2012-08-29 Althea Technologies, Inc. Human growth hormone crystals and methods for preparing them
JP2006524039A (ja) 2003-01-09 2006-10-26 マクロジェニクス，インコーポレーテッド 変異型Ｆｃ領域を含む抗体の同定および作製ならびにその利用法
WO2004062619A2 (en) 2003-01-13 2004-07-29 Macrogenics, Inc. SOLUBLE FcϜR FUSION PROTEINS AND METHODS OF USE THEREOF
DE10303974A1 (de) 2003-01-31 2004-08-05 Abbott Gmbh & Co. Kg Amyloid-β(1-42)-Oligomere, Verfahren zu deren Herstellung und deren Verwendung
EP1589054A4 (en) * 2003-01-31 2009-04-29 Zeon Corp POLYMERIZABLE COMPOSITION, THERMOPLASTIC RESIN COMPOSITION, RETICULATED RESIN, AND COMPOSITE MATERIALS BASED ON RETICULATED RESIN
JP4764818B2 (ja) 2003-04-11 2011-09-07 メディミューン，エルエルシー 組換えｉｌ−９抗体およびその使用
CN102688224A (zh) * 2003-04-14 2012-09-26 维克特拉有限公司 用于提高剂量效率的药物组合物和装置
RU2364400C2 (ru) * 2003-04-14 2009-08-20 Вектура Лтд Фармацевтические композиции
MXPA05012467A (es) * 2003-05-19 2006-02-22 Baxter Int Particulas solidas que comprenden un anticonvulsivo o un inmunosupresor revestido con uno o mas modificadores de superficie.
WO2005004913A1 (ja) * 2003-07-09 2005-01-20 Anges Mg, Inc. デコイを含む薬学的組成物およびその使用方法
EP1660186B1 (en) 2003-08-18 2013-12-25 MedImmune, LLC Humanization of antibodies
DE10339197A1 (de) * 2003-08-22 2005-03-24 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg Sprühgetrocknete amorphe Pulver mit geringer Restfeuchte und guter Lagerstabilität
JP2006199589A (ja) * 2003-09-03 2006-08-03 Ltt Bio-Pharma Co Ltd 生理活性タンパク質またはペプチドを含有するナノ粒子およびその製造方法、ならびに当該ナノ粒子からなる外用剤
JP2005206491A (ja) * 2004-01-21 2005-08-04 Medgel Corp 肺気腫を治療するための経肺投与用製剤
ITMI20040795A1 (it) * 2004-04-23 2004-07-23 Eratech S R L Composizione farmaceutica solida secca suo processo di preparazione e sospensione acquosa stabile ottenuta dalla stessa
CA2565859A1 (en) * 2004-05-07 2005-11-24 President And Fellows Of Harvard College Pulmonary malarial vaccine
US7611709B2 (en) 2004-05-10 2009-11-03 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh And Co. Kg 1,4 O-linked saccharose derivatives for stabilization of antibodies or antibody derivatives
US7723306B2 (en) 2004-05-10 2010-05-25 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg Spray-dried powder comprising at least one 1,4 O-linked saccharose-derivative and methods for their preparation
US7727962B2 (en) 2004-05-10 2010-06-01 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg Powder comprising new compositions of oligosaccharides and methods for their preparation
US7540286B2 (en) 2004-06-03 2009-06-02 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Multiple dose condensation aerosol devices and methods of forming condensation aerosols
EP2246086A3 (en) 2004-08-12 2012-11-21 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Aerosol drug delivery device incorporating percussively activated heating unit
WO2006034292A2 (en) 2004-09-21 2006-03-30 Medimmune, Inc. Antibodies against and methods for producing vaccines for respiratory syncytial virus
GB0425758D0 (en) 2004-11-23 2004-12-22 Vectura Ltd Preparation of pharmaceutical compositions
EP2169067A1 (en) * 2004-12-22 2010-03-31 Novozymes A/S Recombinant production of serum albumin
KR100891595B1 (ko) 2005-02-28 2009-04-03 주식회사 케이티앤지 혈액 단백질의 삼출을 감소시키는 조성물
JP5153613B2 (ja) 2005-03-18 2013-02-27 メディミューン，エルエルシー 抗体のフレームワーク・シャッフル
EP1866414B9 (en) 2005-03-31 2012-10-03 Calando Pharmaceuticals, Inc. Inhibitors of ribonucleotide reductase subunit 2 and uses thereof
EP3479844B1 (en) 2005-04-15 2023-11-22 MacroGenics, Inc. Covalent diabodies and uses thereof
US8859585B2 (en) 2005-05-25 2014-10-14 The United States Of America, As Represented By The Secretary, Department Of Health And Human Services Scopolamine for the treatment of depression and anxiety
EP1893647A2 (en) 2005-06-23 2008-03-05 MedImmune, Inc. Antibody formulations having optimized aggregation and fragmentation profiles
HUE029465T2 (en) 2005-08-10 2017-02-28 Macrogenics Inc Identification and engineering of antibodies with variant Fc regions and methods of using same
US7612181B2 (en) 2005-08-19 2009-11-03 Abbott Laboratories Dual variable domain immunoglobulin and uses thereof
KR20130108481A (ko) 2005-08-19 2013-10-02 아보트 러보러터리즈 이원 가변 도메인 면역글로불린 및 이의 용도
EP2500356A3 (en) 2005-08-19 2012-10-24 Abbott Laboratories Dual variable domain immunoglobulin and uses thereof
CN101277974A (zh) 2005-09-30 2008-10-01 阿伯特有限及两合公司 排斥性引导分子(rgm)蛋白质家族的蛋白质的结合结构域及其功能性片段和它们的用途
EP2202239A1 (en) 2005-11-01 2010-06-30 Alnylam Pharmaceuticals Inc. RNAI inhibition of influenza virus replication
WO2007053923A2 (en) * 2005-11-11 2007-05-18 Biolab Sanus Farmacêutica Ltda. Solid pharmaceutical composition comprising agglomerate nanoparticles and a process for producing the same
RU2432362C2 (ru) 2005-11-30 2011-10-27 Эбботт Лэборетриз Моноклональные антитела и их применения
PL2289909T3 (pl) 2005-11-30 2015-04-30 Abbvie Inc Sposób przeszukiwania, proces oczyszczania niedyfundujących oligomerów Abeta, selektywne przeciwciała przeciw niedyfundującym oligomerom Abeta i sposób wytwarzania tych przeciwciał
JP2009524646A (ja) * 2006-01-27 2009-07-02 ザ・プロヴォスト，フェローズ・アンド・スカラーズ・オブ・ザ・カレッジ・オブ・ザ・ホーリー・アンド・アンディヴァイデッド・トリニティー・オブ・クイーン・エリザベス，ニア・ダブリン 多孔性微粒子の製造方法
US7846908B2 (en) 2006-03-16 2010-12-07 Alnylam Pharmaceuticals, Inc. RNAi modulation of TGF-beta and therapeutic uses thereof
GB0605723D0 (en) 2006-03-23 2006-05-03 3M Innovative Properties Co Powder filling processes
JP2007284362A (ja) * 2006-04-13 2007-11-01 Tokyo Univ Of Science 薬物送達粒子及びその製造方法
EP2392583A1 (en) 2006-05-19 2011-12-07 Alnylam Europe AG. RNAi modulation of Aha and therapeutic uses thereof
HUE030269T2 (en) 2006-06-26 2017-04-28 Macrogenics Inc FC RIIB-specific antibodies and methods for their use
ES2439994T3 (es) 2006-08-28 2014-01-27 Kyowa Hakko Kirin Co., Ltd. Anticuerpos antagonistas monoclonales humanos específicos de LIGHT humano
CA2914170C (en) 2006-09-08 2018-10-30 Abbvie Bahamas Ltd. Interleukin-13 binding proteins
AU2007313300A1 (en) 2006-10-16 2008-04-24 Medimmune, Llc. Molecules with reduced half-lives, compositions and uses thereof
US8455626B2 (en) 2006-11-30 2013-06-04 Abbott Laboratories Aβ conformer selective anti-aβ globulomer monoclonal antibodies
EP2124952A2 (en) 2007-02-27 2009-12-02 Abbott GmbH & Co. KG Method for the treatment of amyloidoses
EP2121088B1 (en) 2007-03-09 2016-07-13 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Heating unit for use in a drug delivery device
AU2008246442B2 (en) 2007-05-04 2014-07-03 Technophage, Investigacao E Desenvolvimento Em Biotecnologia, Sa Engineered rabbit antibody variable domains and uses thereof
EP1997830A1 (en) 2007-06-01 2008-12-03 AIMM Therapeutics B.V. RSV specific binding molecules and means for producing them
EP3424951A1 (en) 2007-06-21 2019-01-09 MacroGenics, Inc. Covalent diabodies and uses thereof
KR20100058509A (ko) 2007-07-31 2010-06-03 메디뮨 엘엘씨 다중특이적 에피토프 결합 단백질 및 이의 용도
KR100845009B1 (ko) * 2007-08-07 2008-07-08 한국생명공학연구원 전하를 띠는 물질이 고착된 다공성 고분자 입자 및 그제조방법
EP2077132A1 (en) 2008-01-02 2009-07-08 Boehringer Ingelheim Pharma GmbH & Co. KG Dispensing device, storage device and method for dispensing a formulation
JP2011509675A (ja) 2008-01-18 2011-03-31 メディミューン，エルエルシー 部位特異的コンジュゲーションのためのシステイン操作抗体
US8962803B2 (en) 2008-02-29 2015-02-24 AbbVie Deutschland GmbH & Co. KG Antibodies against the RGM A protein and uses thereof
CN102037123A (zh) 2008-04-04 2011-04-27 卡兰多制药股份有限公司 Epas1抑制剂的组合物和用途
BRPI0910482A2 (pt) 2008-04-29 2019-09-24 Abbott Lab imunoglobinas de domínio variável duplo e usos das mesmas
MX2010012142A (es) 2008-05-09 2011-04-05 Abbott Gmbh & Co Kg Anticuerpos para receptor de productos finales de glucacion avanzada (rage) y usos de los mismos.
PE20100092A1 (es) 2008-06-03 2010-03-12 Abbott Lab Inmunoglobulina con dominio variable dual y usos de la misma
BRPI0913366A8 (pt) 2008-06-03 2017-07-11 Abbott Lab Imunoglobulinas de domínio variável duplo e seus usos
EP2299990A1 (de) * 2008-06-09 2011-03-30 Boehringer Ingelheim International GmbH Neue einbettungspartikel für die inhalation
NZ603698A (en) 2008-07-08 2014-03-28 Abbvie Inc Prostaglandin e2 dual variable domain immunoglobulins and uses thereof
WO2010006059A1 (en) 2008-07-08 2010-01-14 Abbott Laboratories Prostaglandin e2 binding proteins and uses thereof
EP2376109B1 (en) 2008-12-19 2019-01-23 MacroGenics, Inc. Covalent diabodies and uses thereof
US8852608B2 (en) 2009-02-02 2014-10-07 Medimmune, Llc Antibodies against and methods for producing vaccines for respiratory syncytial virus
US8030026B2 (en) 2009-02-24 2011-10-04 Abbott Laboratories Antibodies to troponin I and methods of use thereof
EP2403531A4 (en) 2009-03-05 2013-02-27 Abbott Lab IL-17 BINDING PROTEINS
WO2010102065A1 (en) 2009-03-05 2010-09-10 Bend Research, Inc. Pharmaceutical compositions of dextran polymer derivatives
US8283162B2 (en) 2009-03-10 2012-10-09 Abbott Laboratories Antibodies relating to PIVKAII and uses thereof
WO2010111132A2 (en) 2009-03-27 2010-09-30 Bend Research, Inc. Spray-drying process
US10011906B2 (en) 2009-03-31 2018-07-03 Beohringer Ingelheim International Gmbh Method for coating a surface of a component
WO2010133294A2 (de) 2009-05-18 2010-11-25 Boehringer Ingelheim International Gmbh Adapter, inhalationseinrichtung und zerstäuber
WO2010141329A1 (en) 2009-06-01 2010-12-09 Medimmune, Llc Molecules with extended half-lives and uses thereof
AU2010270979B2 (en) 2009-06-22 2015-04-23 Medimmune, Llc Engineered Fc regions for site-specific conjugation
PL2464664T3 (pl) 2009-08-13 2016-02-29 Crucell Holland Bv Przeciwciała przeciwko ludzkiemu syncytialnemu wirusowi oddechowemu (RSV) i sposoby zastosowania
WO2011025964A2 (en) 2009-08-29 2011-03-03 Abbott Laboratories Therapeutic dll4 binding proteins
KR20120060877A (ko) 2009-09-01 2012-06-12 아보트 러보러터리즈 이원 가변 도메인 면역글로불린 및 이의 용도
WO2011035205A2 (en) 2009-09-18 2011-03-24 Calmune Corporation Antibodies against candida, collections thereof and methods of use
US8568726B2 (en) 2009-10-06 2013-10-29 Medimmune Limited RSV specific binding molecule
WO2011044368A1 (en) 2009-10-07 2011-04-14 Macrogenics, Inc. Fc region-containing polypeptides that exhibit improved effector function due to alterations of the extent of fucosylation, and methods for their use
AU2010306677B2 (en) 2009-10-15 2013-05-23 Abbvie Inc. Dual variable domain immunoglobulins and uses thereof
UY32979A (es) 2009-10-28 2011-02-28 Abbott Lab Inmunoglobulinas con dominio variable dual y usos de las mismas
US8420083B2 (en) 2009-10-31 2013-04-16 Abbvie Inc. Antibodies to receptor for advanced glycation end products (RAGE) and uses thereof
JP5658268B2 (ja) 2009-11-25 2015-01-21 ベーリンガー インゲルハイム インターナショナル ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング ネブライザ
US10016568B2 (en) 2009-11-25 2018-07-10 Boehringer Ingelheim International Gmbh Nebulizer
EA026241B1 (ru) 2009-11-25 2017-03-31 Бёрингер Ингельхайм Интернациональ Гмбх Распылитель
CN102656190A (zh) 2009-12-08 2012-09-05 雅培股份有限两合公司 用于在视网膜神经纤维层变性治疗中使用的针对rgm a蛋白质的单克隆抗体
CN102858367B (zh) 2010-02-26 2014-12-17 国立大学法人长崎大学 抗原或药物递送复合物
BR112012021941A2 (pt) 2010-03-02 2022-02-01 Abbvie Inc Proteínas terapêuticas de ligação a dll4
PE20130203A1 (es) 2010-03-17 2013-03-24 Abbott Res Bv Composiciones de anticuerpos anti-factor de crecimiento nervioso (ngf)
ES2684475T3 (es) 2010-04-15 2018-10-03 Abbvie Inc. Proteínas que se unen a beta amiloide
EP4234698A3 (en) 2010-05-06 2023-11-08 Novartis AG Compositions and methods of use for therapeutic low density lipoprotein-related protein 6 (lrp6) antibodies
KR20130066631A (ko) 2010-05-06 2013-06-20 노파르티스 아게 치료적 저밀도 지단백질-관련 단백질 ６ （ｌｒｐ６） 다가 항체에 대한 조성물 및 사용 방법
KR101539684B1 (ko) 2010-05-14 2015-07-27 애브비 인코포레이티드 Ｉｌ－１ 결합 단백질
WO2011160932A1 (en) 2010-06-24 2011-12-29 Boehringer Ingelheim International Gmbh Nebulizer
EP2585094B1 (en) 2010-06-25 2018-08-01 INSERM - Institut National de la Santé et de la Recherche Médicale Flagellin polypeptide as tlr5 agonist for use in the treatment of respiratory tract infections
US20120009196A1 (en) 2010-07-08 2012-01-12 Abbott Laboratories Monoclonal antibodies against hepatitis c virus core protein
UY33492A (es) 2010-07-09 2012-01-31 Abbott Lab Inmunoglobulinas con dominio variable dual y usos de las mismas
PH12012502244A1 (en) 2010-07-09 2016-09-30 Crucell Holland Bv Anti-human respiratory syncytial virus (rsv) antibodies and methods of use
US9120862B2 (en) 2010-07-26 2015-09-01 Abbott Laboratories Antibodies relating to PIVKA-II and uses thereof
EP2601216B1 (en) 2010-08-02 2018-01-03 MacroGenics, Inc. Covalent diabodies and uses thereof
US8735546B2 (en) 2010-08-03 2014-05-27 Abbvie Inc. Dual variable domain immunoglobulins and uses thereof
CN103298833B (zh) 2010-08-14 2015-12-16 Abbvie公司 β淀粉样蛋白结合蛋白
US9505829B2 (en) 2010-08-19 2016-11-29 Zoetis Belgium S.A. Anti-NGF antibodies and their use
GB201013989D0 (en) 2010-08-20 2010-10-06 Univ Southampton Biological materials and methods of using the same
NZ607337A (en) 2010-08-20 2015-06-26 Novartis Ag Antibodies for epidermal growth factor receptor 3 (her3)
GB201014122D0 (en) * 2010-08-24 2010-10-06 Univ Gent Particulate biologic drug delivery system
PE20140229A1 (es) 2010-08-26 2014-03-27 Abbvie Inc Inmunoglobulinas con dominio variable dual y usos de las mismas
US9084976B2 (en) 2010-09-03 2015-07-21 Bend Research, Inc. Spray-drying apparatus and methods of using the same
PT2611530T (pt) 2010-09-03 2019-05-09 Bend Res Inc Aparelho de secagem por pulverização e métodos de utilização do mesmo
WO2012040502A1 (en) 2010-09-24 2012-03-29 Bend Research, Inc. High-temperature spray drying process and apparatus
EP2627317A4 (en) * 2010-10-15 2014-08-20 Glaxo Group Ltd MEDICINAL FORMULATIONS FROM AGGREGATED NANOPARTICLES AND THEIR PREPARATION AND USE
US20130245233A1 (en) 2010-11-24 2013-09-19 Ming Lei Multispecific Molecules
CN103517921B (zh) 2010-12-21 2017-07-18 Abbvie 公司 IL‑1‑α和‑β双特异性双重可变结构域免疫球蛋白及其用途
WO2012088094A2 (en) 2010-12-21 2012-06-28 Abbott Laboratories Il-1 binding proteins
WO2012130757A1 (de) 2011-04-01 2012-10-04 Boehringer Ingelheim International Gmbh Medizinisches gerät mit behälter
KR101970025B1 (ko) 2011-04-20 2019-04-17 메디뮨 엘엘씨 Ｂ7-ｈ1 및 ｐｄ-1과 결합하는 항체 및 다른 분자들
US9084727B2 (en) 2011-05-10 2015-07-21 Bend Research, Inc. Methods and compositions for maintaining active agents in intra-articular spaces
CA2836873C (en) 2011-05-21 2019-10-22 Macrogenics, Inc. Deimmunized serum-binding domains and their use for extending serum half-life
US9827384B2 (en) 2011-05-23 2017-11-28 Boehringer Ingelheim International Gmbh Nebulizer
EP2734236A4 (en) 2011-07-13 2015-04-15 Abbvie Inc METHOD AND COMPOSITIONS FOR TREATING ASTHMA WITH ANTI-IL-13 ANTIBODIES
US9238689B2 (en) 2011-07-15 2016-01-19 Morpho Sys AG Antibodies that are cross-reactive for macrophage migration inhibitory factor (MIF) and D-dopachrome tautomerase (D-DT)
JP6120848B2 (ja) 2011-08-15 2017-04-26 メディミューン，エルエルシー 抗ｂ７−ｈ４抗体およびその使用
JP2014533659A (ja) 2011-10-24 2014-12-15 アッヴィ・インコーポレイテッド スクレロスチンに対するイムノバインダー
AU2012349735B2 (en) 2011-12-05 2016-05-19 Novartis Ag Antibodies for epidermal growth factor receptor 3 (HER3)
KR20140103135A (ko) 2011-12-05 2014-08-25 노파르티스 아게 Her3의 도메인 ii에 대해 지시된 표피 성장 인자 수용체 3 (her3)에 대한 항체
CN104144947B (zh) 2011-12-14 2017-10-27 艾伯维德国有限责任两合公司 用于诊断和治疗铁相关病症的组合物和方法
EP2791175A2 (en) 2011-12-14 2014-10-22 Abbvie Deutschland GmbH & Co. KG Composition and method for the diagnosis and treatment of iron-related disorders
JP2015502397A (ja) 2011-12-23 2015-01-22 ファイザー・インク 部位特異的コンジュゲーションのための操作された抗体定常領域、ならびにそのための方法および使用
AR089529A1 (es) 2011-12-30 2014-08-27 Abbvie Inc Proteinas de union especificas duales dirigidas contra il-13 y/o il-17
NZ714482A (en) 2012-01-27 2017-08-25 Abbvie Inc Composition and method for diagnosis and treatment of diseases associated with neurite degeneration
RU2666963C2 (ru) 2012-04-13 2018-09-13 Глаксосмитклайн Интеллекчуал Проперти Дивелопмент Лимитед Агрегированные частицы
WO2013152894A1 (de) 2012-04-13 2013-10-17 Boehringer Ingelheim International Gmbh Zerstäuber mit kodiermitteln
KR102310775B1 (ko) 2012-05-03 2021-10-07 칼라 파마슈티컬스, 인크. 개선된 점막 수송을 나타내는 제약 나노입자
US11596599B2 (en) 2012-05-03 2023-03-07 The Johns Hopkins University Compositions and methods for ophthalmic and/or other applications
AU2013256064B2 (en) 2012-05-03 2018-01-04 Alcon Inc. Pharmaceutical nanoparticles showing improved mucosal transport
US9827191B2 (en) 2012-05-03 2017-11-28 The Johns Hopkins University Compositions and methods for ophthalmic and/or other applications
EP2855520B1 (en) 2012-06-04 2018-09-26 Novartis AG Site-specific labeling methods and molecules produced thereby
EP2859018B1 (en) 2012-06-06 2021-09-22 Zoetis Services LLC Caninized anti-ngf antibodies and methods thereof
UY34905A (es) 2012-07-12 2014-01-31 Abbvie Inc Proteínas de unión a il-1
EP2874928B1 (en) 2012-07-19 2016-06-15 Adamis Pharmaceuticals Corporation Powder feeding apparatus
KR20180008921A (ko) 2012-11-01 2018-01-24 애브비 인코포레이티드 항-ｖｅｇｆ／ｄｌｌ4 이원 가변 도메인 면역글로불린 및 이의 용도
HK1216428A1 (zh) 2012-11-09 2016-11-11 辉瑞公司 血小板衍生生长因子b之特异性抗体及其组合物和用途
AU2013361275B2 (en) 2012-12-19 2016-11-24 Amplimmune, Inc. Anti-human B7-H4 antibodies and their uses
MX2015008117A (es) 2012-12-21 2016-03-31 Amplimmune Inc Anticuerpos anti-h7cr.
AU2014212109B2 (en) 2013-02-01 2018-05-31 Glialogix, Inc. Compositions and methods for the treatment of neurodegenerative and other diseases
WO2014124258A2 (en) 2013-02-08 2014-08-14 Irm Llc Specific sites for modifying antibodies to make immunoconjugates
KR102447350B1 (ko) 2013-02-08 2022-09-23 노파르티스 아게 면역접합체의 제조를 위한 항체의 변형에 사용되는 특정 부위
JP6669499B2 (ja) 2013-02-15 2020-03-18 カラ ファーマシューティカルズ インコーポレイテッド 治療用化合物
US9688688B2 (en) 2013-02-20 2017-06-27 Kala Pharmaceuticals, Inc. Crystalline forms of 4-((4-((4-fluoro-2-methyl-1H-indol-5-yl)oxy)-6-methoxyquinazolin-7-yl)oxy)-1-(2-oxa-7-azaspiro[3.5]nonan-7-yl)butan-1-one and uses thereof
JP2016510000A (ja) 2013-02-20 2016-04-04 カラ ファーマシューティカルズ インコーポレイテッド 治療用化合物およびその使用
US9498532B2 (en) 2013-03-13 2016-11-22 Novartis Ag Antibody drug conjugates
CN113549148B (zh) 2013-03-14 2025-11-21 雅培制药有限公司 Hcv核心脂质结合结构域单克隆抗体
JP2016512241A (ja) 2013-03-14 2016-04-25 アボット・ラボラトリーズＡｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ 改良された抗体検出のためのｈｃｖｎｓ３組換え抗原およびこの突然変異体
BR112015023239A8 (pt) 2013-03-14 2018-04-17 Abbott Lab ensaio de combinação de anticorpo-antígeno de hcv e métodos e composições para uso do mesmo
EP2970479B1 (en) 2013-03-14 2019-04-24 Novartis AG Antibodies against notch 3
US9469686B2 (en) 2013-03-15 2016-10-18 Abbott Laboratories Anti-GP73 monoclonal antibodies and methods of obtaining the same
CN105324396A (zh) 2013-03-15 2016-02-10 艾伯维公司 针对IL-1β和/或IL-17的双重特异性结合蛋白
NZ710929A (en) 2013-03-15 2018-02-23 Novartis Ag Antibody drug conjugates
BR112015029395A2 (pt) 2013-05-24 2017-09-19 Medimmune Llc Anticorpos anti-b7-h5 e seus usos
WO2014194293A1 (en) 2013-05-30 2014-12-04 Amplimmune, Inc. Improved methods for the selection of patients for pd-1 or b7-h4 targeted therapies, and combination therapies thereof
SG11201509982UA (es) 2013-06-06 2016-04-28 Igenica Biotherapeutics Inc
US10183988B2 (en) 2013-06-07 2019-01-22 Duke University Anti-Complement factor H antibodies
EP3030298B1 (en) 2013-08-09 2017-10-11 Boehringer Ingelheim International GmbH Nebulizer
PL2835146T3 (pl) 2013-08-09 2021-04-06 Boehringer Ingelheim International Gmbh Nebulizator
UA116479C2 (uk) 2013-08-09 2018-03-26 Макродженікс, Інк. БІСПЕЦИФІЧНЕ МОНОВАЛЕНТНЕ Fc-ДІАТІЛО, ЯКЕ ОДНОЧАСНО ЗВ'ЯЗУЄ CD32B I CD79b, ТА ЙОГО ЗАСТОСУВАННЯ
US11384149B2 (en) 2013-08-09 2022-07-12 Macrogenics, Inc. Bi-specific monovalent Fc diabodies that are capable of binding CD32B and CD79b and uses thereof
EP2839842A1 (en) 2013-08-23 2015-02-25 MacroGenics, Inc. Bi-specific monovalent diabodies that are capable of binding CD123 and CD3 and uses thereof
EP2840091A1 (en) 2013-08-23 2015-02-25 MacroGenics, Inc. Bi-specific diabodies that are capable of binding gpA33 and CD3 and uses thereof
KR20160055275A (ko) 2013-09-17 2016-05-17 유니버시티 헬스 네트워크 시스 ｒｇｍａ/네오제닌 상호작용 또는 지질 래프트에 대해 지시되는 제제 및 치료 방법에서의 이의 용도
NZ719185A (en) 2013-11-01 2017-11-24 Kala Pharmaceuticals Inc Crystalline forms of therapeutic compounds and uses thereof
US9890173B2 (en) 2013-11-01 2018-02-13 Kala Pharmaceuticals, Inc. Crystalline forms of therapeutic compounds and uses thereof
US10287572B2 (en) 2013-11-01 2019-05-14 Regents Of The University Of Minnesota Protein scaffolds and methods of use
MX388027B (es) 2013-11-13 2025-03-19 Pfizer Anticuerpos específicos para el ligando 1a tipo factor de necrosis tumoral y composiciones y usos de los mismos.
WO2015084883A2 (en) 2013-12-02 2015-06-11 Abbvie, Inc. Compositions and methods for treating osteoarthritis
WO2015109212A1 (en) 2014-01-17 2015-07-23 Pfizer Inc. Anti-il-2 antibodies and compositions and uses thereof
WO2015110930A1 (en) 2014-01-24 2015-07-30 Pfizer Inc. Modified interleukin 21 receptor proteins
PL3104854T3 (pl) 2014-02-10 2020-11-30 Respivant Sciences Gmbh Stabilizatory komórek tucznych do leczenia choroby płuc
WO2015120389A1 (en) 2014-02-10 2015-08-13 Patara Pharma, LLC Mast cell stabilizers treatment for systemic disorders
KR20160135190A (ko) 2014-02-14 2016-11-25 앤드류 에스. 카이 혈관형성 암의 치료를 위한 개선된 방법
US10272117B2 (en) 2014-02-24 2019-04-30 Celgene Corporation Methods of using an activator of cereblon for neural cell expansion and the treatment of central nervous system disorders
GB201403775D0 (en) 2014-03-04 2014-04-16 Kymab Ltd Antibodies, uses & methods
WO2015138337A1 (en) 2014-03-09 2015-09-17 Abbvie, Inc. Compositions and methods for treating rheumatoid arthritis
CA2940451A1 (en) 2014-03-12 2015-09-17 Novartis Ag Specific sites for modifying antibodies to make immunoconjugates
TWI731535B (zh) 2014-03-21 2021-06-21 美商艾伯維有限公司 抗-egfr抗體及抗體藥物結合物
EA035261B1 (ru) 2014-05-07 2020-05-21 Бёрингер Ингельхайм Интернациональ Гмбх Небулайзер и контейнер
HUE055604T2 (hu) 2014-05-07 2021-12-28 Boehringer Ingelheim Int Porlasztó
AU2015257878B2 (en) 2014-05-07 2019-08-08 Boehringer Ingelheim International Gmbh Container, nebulizer and use
EP3142700B1 (en) 2014-05-16 2021-03-03 Medimmune, LLC Molecules with altered neonate fc receptor binding having enhanced therapeutic and diagnostic properties
EP3152235B1 (en) 2014-05-29 2021-08-25 MacroGenics, Inc. Tri-specific binding molecules and methods of use thereof
TWI693232B (zh) 2014-06-26 2020-05-11 美商宏觀基因股份有限公司 與pd-1和lag-3具有免疫反應性的共價結合的雙抗體和其使用方法
WO2016011167A1 (en) 2014-07-16 2016-01-21 Dana-Farber Cancer Institute, Inc., Et Al Her3 inhibition in low-grade serous ovarian cancers
US10786578B2 (en) 2014-08-05 2020-09-29 Novartis Ag CKIT antibody drug conjugates
KR20170040249A (ko) 2014-08-12 2017-04-12 노파르티스 아게 항-cdh6 항체 약물 접합체
EA201790719A1 (ru) 2014-09-26 2017-07-31 Макродженикс, Инк. Биспецифические моновалентные диатела, которые способны связывать cd19 и cd3, а также их применения
MA40910A (fr) 2014-11-07 2017-09-12 Civitas Therapeutics Inc Poudres de rapamycine pour administration pulmonaire
AU2015360502A1 (en) 2014-12-10 2017-06-29 Regents Of The University Of Minnesota Genetically modified cells, tissues, and organs for treating disease
PL3333191T3 (pl) 2014-12-11 2021-05-04 Pierre Fabre Médicament Przeciwciała przeciwko c10orf54 i ich zastosowania
WO2016094881A2 (en) 2014-12-11 2016-06-16 Abbvie Inc. Lrp-8 binding proteins
US10689459B2 (en) 2014-12-12 2020-06-23 Novartis Ag Treatment of breast cancer brain metastases
US20160244520A1 (en) 2015-01-24 2016-08-25 Abbvie Inc. Compositions and methods for treating psoriatic arthritis
SG11201706024YA (en) 2015-01-26 2017-08-30 Macrogenics Inc Multivalent molecules comprising dr5-binding domains
WO2016120828A1 (en) 2015-01-30 2016-08-04 Novartis Ag Treatment of breast cancer by m-csf antagonist
MX2017011194A (es) 2015-03-03 2018-04-10 Kymab Ltd Anticuerpos, usos y métodos.
US10174121B2 (en) 2015-05-29 2019-01-08 Abbvie, Inc. Anti-CD40 antibodies
TWI773646B (zh) 2015-06-08 2022-08-11 美商宏觀基因股份有限公司 結合lag-3的分子和其使用方法
TW201710286A (zh) 2015-06-15 2017-03-16 艾伯維有限公司 抗ｖｅｇｆ、ｐｄｇｆ及／或其受體之結合蛋白
EP3310813A1 (en) 2015-06-17 2018-04-25 Novartis AG Antibody drug conjugates
WO2017015619A1 (en) 2015-07-23 2017-01-26 The Regents Of The University Of California Antibodies to coagulation factor xia and uses thereof
WO2017019846A1 (en) 2015-07-30 2017-02-02 Macrogenics, Inc. Pd-1-binding molecules and methods use thereof
US10265296B2 (en) 2015-08-07 2019-04-23 Respivant Sciences Gmbh Methods for the treatment of systemic disorders treatable with mast cell stabilizers, including mast cell related disorders
WO2017027387A1 (en) 2015-08-07 2017-02-16 Patara Pharma, LLC Methods for the treatment of mast cell related disorders with mast cell stabilizers
WO2017044862A1 (en) 2015-09-11 2017-03-16 Abbvie Inc. Methods for treating relapsing forms of multiple sclerosis
US9862760B2 (en) 2015-09-16 2018-01-09 Novartis Ag Polyomavirus neutralizing antibodies
CN108136010A (zh) 2015-10-08 2018-06-08 宏观基因有限公司 用于治疗癌症的联合疗法
KR102876923B1 (ko) 2015-10-23 2025-10-28 화이자 인코포레이티드 항-il-2 항체 및 조성물 및 이의 용도
TN2018000112A1 (en) 2015-10-29 2019-10-04 Novartis Ag Antibody conjugates comprising toll-like receptor agonist
CN114470194A (zh) 2015-12-02 2022-05-13 斯特库伯株式会社 与btn1a1免疫特异性结合的抗体和分子及其治疗用途
KR102815803B1 (ko) 2015-12-02 2025-06-05 주식회사 에스티사이언스 당화된 btla(b- 및 t-림프구 약화인자)에 특이적인 항체
US10954301B2 (en) 2015-12-14 2021-03-23 Macrogenics, Inc. Bispecific molecules having immunoreactivity with PD-1 and CTLA-4, and methods of use thereof
WO2017125897A1 (en) 2016-01-21 2017-07-27 Novartis Ag Multispecific molecules targeting cll-1
TW201730212A (zh) 2016-02-17 2017-09-01 宏觀基因股份有限公司 Ｒｏｒ１－結合分子及其使用方法
EP3423105B1 (en) 2016-03-02 2021-05-05 Eisai R&D Management Co., Ltd. Eribulin-based antibody-drug conjugates and methods of use
TWI781098B (zh) 2016-04-15 2022-10-21 美商宏觀基因股份有限公司 新穎的ｂ７-ｈ３-結合分子、其抗體藥物綴合物及其使用方法
CN109496218A (zh) 2016-06-01 2019-03-19 艾伯维公司 用于治疗脊髓损伤和疼痛的抗反义导向分子a（rgma）拮抗性抗体
EP3458479B1 (en) 2016-06-08 2020-11-04 AbbVie Inc. Anti-b7-h3 antibodies and antibody drug conjugates
JP2019526529A (ja) 2016-06-08 2019-09-19 アッヴィ・インコーポレイテッド 抗ｂ７−ｈ３抗体及び抗体薬物コンジュゲート
BR112018075630A2 (pt) 2016-06-08 2019-03-19 Abbvie Inc. anticorpos anti-cd98 e conjugados de fármaco de anticorpo
KR102379464B1 (ko) 2016-06-20 2022-03-29 키맵 리미티드 항-pd-l1 항체
EP3487521A4 (en) 2016-07-21 2020-07-01 Emory University ANTIBODIES AGAINST EBOLA VIRUS AND LIAISON AGENTS DERIVED THEREFROM
EP3506893A4 (en) 2016-08-31 2020-01-22 Respivant Sciences GmbH CROMOLYN COMPOSITIONS FOR THE TREATMENT OF CHRONIC COUGH DUE TO IDIOPATHIC PULMONAL FIBROSIS
KR20190051010A (ko) 2016-09-08 2019-05-14 칼라 파마슈티컬스, 인크. 치료 화합물의 결정형 및 그의 용도
EP3509423A4 (en) 2016-09-08 2020-05-13 Kala Pharmaceuticals, Inc. CRYSTALLINE FORMS OF THERAPEUTIC COMPOUNDS AND USES THEREOF
AU2017324713B2 (en) 2016-09-08 2020-08-13 KALA BIO, Inc. Crystalline forms of therapeutic compounds and uses thereof
JP2019531308A (ja) 2016-10-07 2019-10-31 レシュピファント サイエンシス ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクター ハフトゥングＲｅｓｐｉｖａｎｔ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ Ｇｍｂｈ 肺線維症の治療のためのクロモリン組成物
TW201818933A (zh) 2016-10-21 2018-06-01 美商吉利亞洛吉克斯公司 用於神經退化性及其他疾病的治療之組成物和方法
EP3534947A1 (en) 2016-11-03 2019-09-11 Kymab Limited Antibodies, combinations comprising antibodies, biomarkers, uses & methods
WO2018098370A1 (en) 2016-11-23 2018-05-31 Immunoah Therapeutics, Inc. 4-1bb binding proteins and uses thereof
JP2020513418A (ja) 2016-12-13 2020-05-14 エモリー ユニバーシティ ウイルス感染を管理するためのポリペプチド
EP3554544A4 (en) 2016-12-16 2020-07-29 Bluefin Biomedicine, Inc. ANTI-PROTEIN 1 ANTIBODY CONTAINING AN ANTI-CUB DOMAIN (CDCP1), ANTIBODY-DRUG CONJUGATES AND THEIR METHODS OF USE
CA3045592A1 (en) 2016-12-21 2018-06-28 Novartis Ag Antibody drug conjugates for ablating hematopoietic stem cells
AR110424A1 (es) 2016-12-23 2019-03-27 Macrogenics Inc Moléculas de unión a adam9 y métodos de uso de las mismas
EP3574017A1 (en) 2017-01-27 2019-12-04 Kymab Limited Anti-opg antibodies
JOP20190187A1 (ar) 2017-02-03 2019-08-01 Novartis Ag مترافقات عقار جسم مضاد لـ ccr7
WO2018185618A1 (en) 2017-04-03 2018-10-11 Novartis Ag Anti-cdh6 antibody drug conjugates and anti-gitr antibody combinations and methods of treatment
WO2018195302A1 (en) 2017-04-19 2018-10-25 Bluefin Biomedicine, Inc. Anti-vtcn1 antibodies and antibody drug conjugates
AR111651A1 (es) 2017-04-28 2019-08-07 Novartis Ag Conjugados de anticuerpos que comprenden agonistas del receptor de tipo toll y terapias de combinación
US10865238B1 (en) 2017-05-05 2020-12-15 Duke University Complement factor H antibodies
US12215151B2 (en) 2017-05-31 2025-02-04 Stcube & Co., Inc. Methods of treating cancer using antibodies and molecules that immunospecifically bind to BTN1A1
KR20200015602A (ko) 2017-05-31 2020-02-12 주식회사 에스티큐브앤컴퍼니 Btn1a1에 면역특이적으로 결합하는 항체 및 분자 및 이의 치료적 용도
CN110997724A (zh) 2017-06-06 2020-04-10 斯特库伯株式会社 使用结合btn1a1或btn1a1-配体的抗体和分子治疗癌症的方法
CA3066918A1 (en) 2017-06-12 2018-12-20 Bluefin Biomedicine, Inc. Anti-il1rap antibodies and antibody drug conjugates
MX2020005662A (es) 2017-12-01 2020-08-20 Pfizer Anticuerpos anti-cxcr5 y composiciones y usos de los mismos.
JP7685835B2 (ja) 2017-12-01 2025-05-30 ノバルティス アーゲー ポリオーマウイルス中和抗体
EP3746138B1 (en) 2018-02-02 2025-12-10 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Electrical condensation aerosol device
CA3090322A1 (en) 2018-02-12 2019-08-15 Diabetes-Free, Inc. Improved antagonistic anti-human cd40 monoclonal antibodies
JP2021517461A (ja) 2018-03-12 2021-07-26 ゾエティス・サービシーズ・エルエルシー 抗ｎｇｆ抗体およびその方法
CA3094756A1 (en) 2018-03-29 2019-10-03 Pfizer Inc. Lfa3 variants and compositions and uses thereof
US10654944B2 (en) 2018-04-10 2020-05-19 Y-Biologics Inc. Cell engaging binding molecules
US11932681B2 (en) 2018-05-31 2024-03-19 Novartis Ag Hepatitis B antibodies
UY38251A (es) 2018-06-01 2019-12-31 Novartis Ag Moléculas de unión contra bcma y usos de las mismas
JOP20200268A1 (ar) 2018-06-01 2020-10-26 Eisai R&D Man Co Ltd تضفير مترافقات عقار جسم مضاد معدل وطرق استخدامها
TW202014209A (zh) 2018-06-20 2020-04-16 瑞士商諾華公司 用於消融造血幹細胞之抗體藥物軛合物
EP3826659B1 (en) 2018-07-10 2024-06-19 Rush University Medical Center Immunomodulator for use in the treatment of a bacterial infection
KR102767692B1 (ko) 2018-07-20 2025-02-17 피에르 파브르 메디카먼트 Vista의 수용체
KR20210056331A (ko) * 2018-07-23 2021-05-18 트랜슬레이트 바이오 인코포레이티드 전령 rna의 건조 분말 제형
US11359024B2 (en) 2018-09-07 2022-06-14 Pfizer Inc. Anti-AVB8 antibodies and compositions and uses thereof
WO2020053742A2 (en) 2018-09-10 2020-03-19 Novartis Ag Anti-hla-hbv peptide antibodies
WO2020069498A1 (en) 2018-09-28 2020-04-02 Jochen Reiser Supar and prediction and treatment of acute kidney injury
WO2020102454A1 (en) 2018-11-13 2020-05-22 Regents Of The University Of Minnesota Cd40 targeted peptides and uses thereof
WO2020106358A1 (en) 2018-11-20 2020-05-28 Takeda Vaccines, Inc. Novel anti-zika virus antibodies and uses thereof
PE20211473A1 (es) 2018-12-13 2021-08-05 Eisai Randd Man Co Ltd Conjugados de anticuerpo-farmaco de herboxidieno y metodos de uso
TW202039554A (zh) 2018-12-19 2020-11-01 瑞士商諾華公司 抗ＴＮＦ－α抗體
JP7607564B2 (ja) 2018-12-21 2024-12-27 ノバルティス アーゲー Ｐｍｅｌ１７に対する抗体及びその結合体
JP7486497B2 (ja) 2019-01-16 2024-05-17 ユニバーシティ オブ ロチェスター 上皮または内皮バリア機能の改善
JP7393810B2 (ja) 2019-03-08 2023-12-07 アブティス・カンパニー・リミテッド 部位特異的抗体コンジュゲーション及びその具体例としての抗体－薬物コンジュゲート
US12291562B2 (en) 2019-04-01 2025-05-06 Rush University Medical Center Reagents and assays using modified integrin domains
KR20220010527A (ko) 2019-05-20 2022-01-25 노파르티스 아게 친수성 기를 포함하는 링커를 갖는 항체 약물 콘쥬게이트
JP7404671B2 (ja) * 2019-06-25 2023-12-26 株式会社リコー 多孔質微粒子及びその製造方法、並びに医薬組成物
CN114729045B (zh) 2019-09-26 2025-09-09 斯特库比公司 对糖基化的ctla-4特异性的抗体及其使用方法
US12595304B2 (en) 2019-10-09 2026-04-07 Stcube & Co., Inc. Antibodies specific to glycosylated LAG3 and methods of use thereof
JP7657213B2 (ja) 2019-11-07 2025-04-04 エーザイ・アール・アンド・ディー・マネジメント株式会社 抗メソテリンエリブリン抗体－薬物コンジュゲート及び使用方法
JP7449390B2 (ja) 2020-01-24 2024-03-13 ファイザー・インク 抗ｅ－セレクチン抗体、組成物および使用の方法
WO2021202473A2 (en) 2020-03-30 2021-10-07 Danisco Us Inc Engineered antibodies
WO2021202463A1 (en) 2020-03-30 2021-10-07 Danisco Us Inc Anti-rsv antibodies
US20230181756A1 (en) 2020-04-30 2023-06-15 Novartis Ag Ccr7 antibody drug conjugates for treating cancer
EP4143224A1 (en) 2020-05-01 2023-03-08 Novartis AG Immunoglobulin variants
CN116096758A (zh) 2020-05-01 2023-05-09 诺华股份有限公司 工程化免疫球蛋白
WO2021231798A1 (en) 2020-05-13 2021-11-18 Disc Medicine, Inc. Anti-hemojuvelin (hjv) antibodies for treating myelofibrosis
JP2023528826A (ja) 2020-05-29 2023-07-06 ウニヴェルジテート・ツー・ケルン Ｓａｒｓ関連コロナウイルスに対する中和抗体
AR122546A1 (es) 2020-06-05 2022-09-21 Eisai R&D Man Co Ltd Conjugados de anticuerpo anti bcma-fármaco y métodos de uso
US11746154B2 (en) 2020-10-09 2023-09-05 Pfizer Inc. CD1a antibodies and uses thereof
GB202017058D0 (en) 2020-10-27 2020-12-09 Kymab Ltd Antibodies and uses thereof
JP2023547499A (ja) 2020-11-06 2023-11-10 ノバルティス アーゲー 抗体Ｆｃ変異体
US20240025993A1 (en) 2020-11-06 2024-01-25 Novartis Ag Cd19 binding molecules and uses thereof
US20250215081A1 (en) 2020-11-06 2025-07-03 Novartis Ag Anti-cd19 agent and b cell targeting agent combination therapy for treating b cell malignancies
CA3200858A1 (en) 2020-11-24 2022-06-02 Novartis Ag Anti-cd48 antibodies, antibody drug conjugates, and uses thereof
EP4259200A1 (en) 2020-12-11 2023-10-18 Boehringer Ingelheim International GmbH Formulation for multi-purpose application
UY39610A (es) 2021-01-20 2022-08-31 Abbvie Inc Conjugados anticuerpo-fármaco anti-egfr
GB202101125D0 (en) 2021-01-27 2021-03-10 Kymab Ltd Antibodies and uses thereof
EP4291306A1 (en) 2021-02-09 2023-12-20 University of Georgia Research Foundation, Inc. Human monoclonal antibodies against pneumococcal antigens
CA3235132A1 (en) 2021-04-16 2022-10-20 Novartis Ag Antibody drug conjugates and methods for making thereof
EP4423123A1 (en) 2021-10-28 2024-09-04 Novartis AG Engineered fc variants
GB202117111D0 (en) 2021-11-26 2022-01-12 Kymab Ltd Antibodies for use as therapeutics against bacterial infections
EP4190810A1 (en) 2021-12-01 2023-06-07 Universität zu Köln Neutralizing antibodies against sars-related coronavirus
EP4441090A1 (en) 2021-12-01 2024-10-09 Universität zu Köln Neutralizing antibodies against sars-related coronavirus
WO2023198757A1 (en) 2022-04-14 2023-10-19 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Alpha-1-antitrypsin for treating paramyxoviridae or orthomyxoviridae infections
US20230357381A1 (en) 2022-04-26 2023-11-09 Novartis Ag Multispecific antibodies targeting il-13 and il-18
CA3262035A1 (en) 2022-07-15 2024-01-18 Janssen Biotech, Inc. BIOLOGICALLY ENGINEERED IMPROVED MATERIAL AND PAIRING METHODS FOR VARIABLE ANTIGEN-BINDING REGIONS
EP4565330A1 (en) 2022-08-05 2025-06-11 Janssen Biotech, Inc. Transferrin receptor binding proteins for treating brain tumors
CN120051495A (zh) 2022-08-05 2025-05-27 詹森生物科技公司 用于治疗脑肿瘤的cd98结合构建体
KR20250134734A (ko) 2022-12-16 2025-09-11 페온 테라퓨틱스 리미티드 Cub 도메인-함유 단백질 1(cdcp1)에 대한 항체 및 이의 용도
WO2024160721A1 (en) 2023-01-30 2024-08-08 Kymab Limited Antibodies
EP4669667A2 (en) 2023-02-24 2025-12-31 Universität zu Köln SARS-CoV-2 Neutralizing Antibodies
EP4484445A1 (en) 2023-06-26 2025-01-01 Universität zu Köln Hcmv neutralizing antibodies
AU2024307442A1 (en) 2023-06-28 2026-02-19 Universität Zu Köln Neutralizing human monoclonal antibodies against p. aeruginosa
WO2025262564A1 (en) 2024-06-17 2025-12-26 Pfizer Inc. Use of anti-cxcr5 antibodies

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4897256A (en) * 1986-11-25 1990-01-30 Abbott Laboratories LHRH analog formulations
US5174988A (en) * 1989-07-27 1992-12-29 Scientific Development & Research, Inc. Phospholipid delivery system
ZA924164B (en) * 1991-06-10 1993-02-24 Schering Corp Non-chlorofluorocarbon aerosol formulations
DE4323636A1 (de) * 1993-07-15 1995-01-19 Hoechst Ag Arzneistoffzubereitungen aus umhüllten, schwerstwasserlöslichen Arzneistoffen für Inhalationsarzneiformen und Verfahren zu ihrer Herstellung
GB9412273D0 (en) * 1994-06-18 1994-08-10 Univ Nottingham Administration means
PL319600A1 (en) * 1994-09-29 1997-08-18 Andaris Ltd Spray-dried microparticles as therapeutic carriers

Also Published As

Publication number Publication date
JP2001526634A (ja) 2001-12-18
JP3884484B2 (ja) 2007-02-21
CA2277801C (en) 2002-10-15
EP0954282A1 (en) 1999-11-10
PT954282E (pt) 2005-06-30
WO1998031346A1 (en) 1998-07-23
EP0954282B1 (en) 2005-01-19
DE69732306D1 (de) 2005-02-24
ATE287257T1 (de) 2005-02-15
CA2277801A1 (en) 1998-07-23
DE69732306T2 (de) 2006-01-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2236832T3 (es) Preparacion de particulas para inhalacion.
ES2198922T3 (es) Particulas porosas grandes emitadas por un inhalador.
US5985309A (en) Preparation of particles for inhalation
US6652837B1 (en) Preparation of novel particles for inhalation
US5855913A (en) Particles incorporating surfactants for pulmonary drug delivery
USRE37053E1 (en) Particles incorporating surfactants for pulmonary drug delivery
JP4416325B2 (ja) 安定な噴霧乾燥タンパク質製剤
ES2258981T3 (es) Uso de aminoacidos sencillos para formar particulas porosas.
JP4315468B2 (ja) 肺への薬物送達のための空気力学的に軽い粒子
US6977087B2 (en) Aerodynamically light particles for pulmonary drug delivery
Chougule et al. Development of dry powder inhalers
US6956021B1 (en) Stable spray-dried protein formulations
AU768299B2 (en) Formulation for spray-drying large porous particles
US20040202721A1 (en) Formulation for spray-drying large porous particles
US20050244341A1 (en) Aerodynamically light particles for pulmonary drug delivery
EP1273290A1 (en) Large porous particles emitted from an inhaler
CA2403349C (en) Preparation of particles for inhalation
EP1498115A1 (en) Preparation of particles for inhalation
EP1767195A2 (en) Stable spray-dried protein formulations
HK1101138A (en) Stable spray-dried protein formulations