ES2319400T3 - Composiciones deposito inyectables y empleo de las mismas. - Google Patents

Abstract

Composición depósito inyectable que comprende: (a) 5% a 90% en peso de un polímero biodegradable, biocompatible basado en ácido láctico con un peso molecular medio del orden de 1.000 a aproximadamente 120,000; (b) un disolvente consistente en una mezcla de un alcohol aromático y un éster de un ácido aromático acid, disolvente que tiene una miscibilidad en agua menor o igual a 7% a 25ºC, y presente en una cantidad eficaz para plastificar el polímero y formar un gel con el mismo, donde el alcohol aromático tiene la fórmula estructural (I) Ar - (L)n - OH (I) en la que Ar is un grupo arilo o heteroarilo sustituido o no sustituido, n es cero o 1 y L es una fracción de enlace; (c) una cantidad tixotrópica de un agente tixotrópico mezclado con la solución polimérica eficaz para formar una composición tixotrópica, agente tixotrópico que se escoge del grupo formado por alcoholes que contienen 2-6 átomos de carbono y es una cadena lineal o ramificada, siendo dicha cantidad inferior al 15 por ciento en peso del peso combinado del disolvente y el agente tixotrópico; y (d) un agente benéfico.

Description

Composiciones depósito inyectables y empleo de las mismas.

Antecedentes de la invención Campo de la invención

La presente invención se refiere a una composición depósito que puede inyectarse en el punto deseado del cuerpo de un paciente para que forme un implante, con lo que se asegura la descarga sostenida de un agente benéfico. Más concretamente, la presente invención se refiere a composiciones depósito que muestran un comportamiento de aclareo de la cizalladura mejorado y una escasa fuerza de inyección.

Descripción de la técnica relacionada

Durante muchos años se han usado polímeros biodegradables en aplicaciones médicas. Entre los dispositivos compuestos de polímeros biodegradables están las suturas, los clips quirúrgicos, las grapas, los implantes y los sistemas de dispensación de medicamentos. La mayoría de estos polímeros biodegradables se basan en glicolido, láctido, caprolactona y en copolímeros de los mismos.

Los polímeros biodegradables pueden ser materiales termoplásticos, lo cual quiere decir que se los puede calentar y se les puede dar diversas formas, como fibras, clips, grapas, alfileres, películas, etc. Por otra parte, también pueden ser materiales termoestables formados por reacciones reticuladas que conducen a materiales de gran peso molecular que no se funden ni forman líquidos fluidos a elevadas temperaturas. Aunque los polímeros biodegradables termoplásticos y termoestables tienen muchas aplicaciones útiles en la biomedicina, muestran diversas limitaciones de importancia cuando se los utiliza en los cuerpos de diversos animales, a saber, los seres humanos, los mamíferos, los pájaros, los peces y los reptiles.

Los sistemas de dispensación de medicamentos por implante sólido que contienen un medicamento incorporado en polímeros biodegradables termoplásticos o termoestables se han usado profusamente y con éxito. Dichos implantes tienen que insertarse en el cuerpo por una incisión que a veces es mayor de lo deseable para los facultativos y que a veces producen un rechazo en los pacientes a aceptar dicho sistema de dispensación de implante o medicamento. Las patentes de E.E.U.U. Nos. 5,456,679, 5,336,057, 5,308,348, 5,279,608, 5,234,693, 5,234,692, 5,209,746, 5,151,093, 5,137,727, 5,112,614, 5,085,866, 5,059,423, 5,057,318, 4,865,845, 4,008,719, 3,987,790 y 3,797,492 son consideradas representativas de dichos sistemas de dispensación de medicamentos. En dichas patentes se dan a conocer dispositivos depósito, dispositivos de dispensación osmótica y dispositivos de dispensación pulsátil para suministrar agentes benéficos.

Con los sistemas de dispensación de medicamentos por inyección, como pequeñas partículas, microesferas o microcápsulas, se evita practicar la incisión requerida por los sistemas de dispensación de medicamentos por implante. Sin embargo, no siempre satisfacen estos materiales la demanda de implantes biodegradables. Estos materiales consisten por naturaleza en partículas, no forman una película continua o implante sólido con la integridad estructural requerida para ciertas prótesis y las partículas tienden a agregarse, por lo que su comportamiento es difícil de predecir. Cuando se insertan en ciertas cavidades corporales como la boca, los hoyos periodontales, el ojo o la vagina, donde existe considerable flujo de fluido, estas pequeñas partículas, microesferas o microcápsulas no quedan bien retenidas debido a su pequeño tamaño y naturaleza discontinua. Además, si hay complicaciones, la remoción de los sistemas de microcápsulas o pequeñas partículas del cuerpo sin intervención quirúrgica extensiva es considerablemente más difícil que en el caso de los implantes sólidos. Por añadidura, la fabricación, el almacenamiento y la inyectabilidad de microesferas o microcápsulas preparadas a partir de estos polímeros y que contienen medicamentos para su descarga dentro del cuerpo plantean problemas.

La técnica ha desarrollado diversos sistemas de dispensación de medicamentos en respuesta a los retos de los que se acaba de tratar. Las patentes de E.E.U.U. Nos. 5,990,194, 5,780,044, 5,733,950, 5,620,700, 5,599,552, 5,556,905, 5,278,201, 5,242,910 y 4,938,763, y la publicación PCT WO 98/27962 se consideran representativas. En estas patentes se dan a conocer composiciones poliméricas para implantes inyectables utilizando disolventes y/o plastificantes.

Las composiciones poliméricas para implantes inyectables anteriormente descritas utilizan disolventes/plastifi-
cantes que son muy o relativamente solubles en los fluidos corporales acuosos para facilitar la rápida solidificación del polímero en el punto del implante y estimular la difusión del medicamento desde el implante. Un serio problema lo constituye la rápida migración de agua a dichos implantes utilizando disolventes poliméricos solubles en agua cuando los implantes están colocados en el cuerpo y expuestos a fluidos corporales acuosos. La rápida captación de agua resulta a menudo en que los implantes presentan estructuras porosas sin homogeneidad en el tamaño ni en la forma. Típicamente, los poros de la superficie adoptan una estructura de poros en forma de dedo que se extiende un tercio de milímetro o más desde la superficie del implante hasta el implante mismo, mientras que dichos poros en forma de dedo están abiertos en la superficie del implante al entorno de uso. La característica de la rápida captación de agua resulta a menudo en una descarga incontrolada del agente benéfico que se manifiesta por una rápida descarga inicial del agente benéfico de la composición del polimérica, que corresponde a una "ruptura" del agente benéfico cuando es liberado del implante. Muy frecuentemente dicha ruptura hace que una parte sustancial, si no toda, del agente benéfico, sea liberada en un espacio de tiempo muy breve, por ej. unas horas ó 1-2 días. Dicho efecto puede ser inaceptable, especialmente cuando se desea una descarga controlada, esto es, la descarga del agente benéfico de manera controlada a lo largo de un espacio de tiempo mayor de dos semanas, hasta un mes, o donde haya una ventana terapéutica estrecha y una descarga excesiva de agente benéfico pueda acarrearle al individuo en tratamiento consecuencias adversas, o donde sea necesario imitar el perfil diario, producido de forma natural, de agentes benéficos, como hormonas y similares, en el cuerpo del individuo en tratamiento.

Por consiguiente, cuando se implantan dichos dispositivos, los poros en forma de dedo permiten una captación muy rápida de fluidos corporales acuosos hacia el interior del implante, con la consiguiente disolución, inmediata y rápida, de significativas cantidades de agente benéfico y la difusión del agente benéfico en el entorno de uso, produciendo el efecto ruptura descrito más arriba.

Además, la rápida captación de agua puede provocar una precipitación de polímeros tan precipitada que el implante que se produzca sea un implante endurecido o de piel endurecida. Los poros interiores y gran parte del interior del polímero que contiene el agente benéfico están cerrados al con los fluidos corporales, mientras que se puede producir una significativa reducción de la descarga de agente benéfico a lo largo de un espacio de tiempo nada insignificante ("tiempo muerto"). Dicho tiempo muerto no es deseable teniendo en cuenta que se trata de presentar una descarga controlada y sostenida de agente benéfico al individuo en tratamiento. Lo que se observa entonces es una rotura de agente benéfico que es descargado en un corto espacio de tiempo inmediatamente después de la implantación, un tiempo muerto en el que se descarga muy poco agente benéfico o nada en absoluto, y consiguientemente hay una continua descarga de agente benéfico (suponiendo que quede agente benéfico tras la ruptura) hasta que se agota el suministro de agente benéfico.

Se han descrito diferentes formas de controlar la ruptura y de modular y estabilizar la descarga del agente benéfico. Las patentes de E.E.U.U. Nos. 6,130,200, 5,990,194, 5,780,044, 5,733,950, 5,656,297, 5,654,010, 4,985,404 y 4,853,218 y la publicación PCT WO 98/27962 son consideradas representativas. A pesar de lograr cierto éxito, dichos métodos no han sido totalmente satisfactorios, por el gran número de agentes benéficos que serían descargados en la práctica por los implantes.

Un problema adicional que plantean las anteriores composiciones depósito basadas en disolventes es que la viscosidad de la composición inyectable es relativamente alta, sobre todo cuando se usan polímeros de mayor peso molecular, lo que hace que la fuerza de inyección necesaria para introducir la composición en el cuerpo del paciente sea también mayor (véase, por ej., la patente de E.E.U.U. No. 6,130,200). Sin embargo, es deseable que el gel tenga una gran viscosidad para mantener la integridad del depósito tras la inyección y durante el periodo de dispensación, y también para facilitar las características de la suspensión deseada del agente benéfico en el gel.

Para afrontar este problema, los que trabajan en este campo han empleado diversos métodos para reducir la viscosidad total, como el uso de polímeros de menor peso molecular, una proporción polímero/disolvente más baja y agentes que posibilitan la reducción de la viscosidad. Véase, por ejemplo, las patentes de E.E.U.U. Nos. 5,733,950, 5,780,044 y 5,990,194 otorgadas a Duna et al. y la solicitud internacional WO 98/27962. En dichas patentes y publicaciones se describe la formación de una composición de gel tixotrópica que asegura el aclareo de la cizalladura y una inyectabilidad del gel más aceptable, a fin de disminuir la fuerza de inyección necesaria para expulsar el gel de la jeringuilla y reducir también la probabilidad de causar molestias sustanciales al paciente utilizando agujas más pequeñas de lo que se sería necesario en caso contrario. También se han dado a conocer implantes inyectables en los documentos WO 93/24150 A, WO 98/27963 A, WO 00/74650 A, y en los siguientes documentos que sólo son relevantes en lo que respecta al Artículo 54(3) EPC: WO 02/067991 A, WO 03/041685 A, WO 03/041684 A, WO 03/041757 A.

A pesar de lograr cierto éxito, lo sistemas anteriormente descritos no han sido totalmente satisfactorios. Por ejemplo, dichos métodos pueden provocar la sedimentación de las partículas del medicamento, una mayor ruptura inicial de la descarga, cantidades relativamente altas de agente emulsionante, por ej., un tercio aproximadamente del peso total de la composición, problemas de fabricación relacionados con la volatilidad del disolvente, desnaturalización de medicamentos de proteínas y péptidos y otros similares. Además de esto, el requisito de que el polímero bioerosionable tenga un peso molecular bajo es bastante restrictivo desde el punto de vista de la fabricación.

Se ha descubierto que, en ciertos sistemas, polímeros biodegradables disueltos en un disolvente polimérico adecuado y mezclados con un agente tixotrópico dan como resultado composiciones depósito que muestran un aclareo de la cizalladura sustancialmente mejorado y una fuerza de inyección aún más reducida si se compara con formulaciones de gel depósito anteriormente descritas. Dichas composiciones depósito poseen características de flujo modificadas sin la formación de una emulsión, pero que aún resultan en composiciones tixotrópicas fácilmente inyectables mediante agujas de calibre que no resultan indebidamente molestas al paciente cuando se usan. De igual modo, el empleo de esas menores cantidades de un agente que imparte propiedades tixotrópicas al gel puede permitir un menor volumen y masa del depósito sin disminuir la descarga de la cantidad necesaria de agente benéfico a lo largo de un prolongado espacio de tiempo para lograr el efecto terapéutico deseado.

Resumen de la invención

La presente invención está encaminada a las necesidades de la técnica mencionadas más arriba, y suministra una composición depósito inyectable que muestra un comportamiento de aclareo de cizalladura mejorado y por consiguiente precisa de una fuerza de inyección más reducida y de una aguja de pequeño diámetro (por ej. calibre 16 y más). En especial, la composición depósito inyectable mejora el comportamiento del aclareo de la cizalladura y la homogeneidad de la composición sin provocar una sedimentación del agente benéfico. Además, la composición depósito inyectable reduce la fuerza de inyección manteniendo al mismo tiempo una alta viscosidad de la composición a baja cizalladura, manteniendo así la integridad de la composición. La composición asegura la descarga mantenida de un agente benéfico, limitando al mismo tiempo cualquier efecto ruptura inicial, y ofrece un aumento de la flexibilidad de formulación con respecto a la proporción polímero/disolvente y el peso molecular del polímero bioerosionable.

En un aspecto, la invención va encaminada a un composición depósito inyectable que comprende:

a) 5 peso/% a 90 peso/% de un polímero de base ácida láctico, biodegradable y biocompatible con un peso molecular medio del orden de 1.000 aproximadamente a 120.000 aproximadamente, preferiblemente de 5.000 aproximadamente a 50.000 aproximadamente, y más preferiblemente de 8.000 aproximadamente a 30.000 aproximadamente;

b) un disolvente que comprende una mezcla de un alcohol aromático y un éster de un ácido aromático, teniendo dicho disolvente una miscibilidad en agua menor de o igual a 7% a 25ºC, en una cantidad efectiva para plastificar el polímero y formar un gel con el mismo, donde el alcohol aromático tiene la fórmula estructural (I)

(I)Ar-(L)n-OH

en la que Ar es un arilo o grupo heteroxilo sustituido o no sustituido, n es cero o 1 y L es una fracción de enlace;

c) una cantidad isotrópica de un agente tixotrópico mezclado con la solución polimérica efectiva para formar una composición tixotrópica escogida del grupo formado por los alcanoles inferiores, siendo dicha cantidad menor del 15 de peso por ciento del peso combinado del disolvente y el agente tixotrópico; y

d) un agente benéfico.

Los alcanoles inferiores son alcoholes de cadena lineal o ramificada que tienen 2-6 átomos de carbono, ejemplo de los cuales son el etanol, el propanol, el isopropanol y otros similares. El etanol constituye un agente tixotrópico preferible. La composición puede incluir una cantidad de etanol que sea mayor de o igual a 0,01 de peso por ciento y menor de o igual a 15 de peso por ciento del peso combinado del disolvente y el agente tixotrópico. La composición puede incluir una cantidad de etanol que sea mayor de o igual a 0,1 de peso por ciento y menor de o igual a 5 de peso por ciento del peso combinado del disolvente y el agente tixotrópico. La composición puede incluir una cantidad de etanol que sea mayor de o igual a 0,5 de peso por ciento y menor de o igual a 5 de peso por ciento del peso combinado del disolvente y el agente tixotrópico.

En otro aspecto, la invención comprende un método para administrar, de forma local o sistémica, un agente benéfico a un paciente, método que comprende la implantación bajo la superficie corporal del paciente de una composición inyectable como la descrita más arriba. Preferiblemente, el sistema debería descargar el 40% o menos en peso del agente benéfico presente en el gel viscoso dentro de las 24 horas siguientes a la implantación en el paciente. Más preferiblemente, el 30% o menos en peso del agente benéfico se descargará dentro de las 24 horas siguientes a la implantación, mientras que la composición implantada tendrá un índice de ruptura de 12 o menos, preferiblemente 8 o menos.

En otro aspecto, la invención se refiere a una composición depósito inyectable y a un método para administrar dicha composición como se ha explicado más arriba, donde el gel viscoso comprende además un polímero escogido del grupo formado por poliláctidos, poliglicólidos, poli(caprolactona), polianhídridos, poliaminas, poliesteramidas, poliortoésteres, polidioxanonas, poliacetales, policetales, policarbonatos, polifosfoésteres, poliortocarbonatos, polifosfazenes, succinatos, (ácido) poli(málico), poli (aminoácidos) polivinilpirrolidona, polietilenglicol, polihidroxicelulosa, polifosfoésteres, polisacáridos, quitrina, chitosán y ácido hialurónico, más copolímeros, terpolímeros y mezclas de los mismos. En las materializaciones elegidas, el polímero es un polímero basado en el ácido láctico. Preferiblemente, el polímero de ácido poliláctico puede tener un peso molecular de peso medio del orden de 1.000 a 120.000, mejor de 5.000 a 50.000 aproximadamente, y mejor aún de 8.000 a 30.000 aproximadamente.

En materializaciones elegidas, el disolvente es una mezcla de un alcohol aromático y alquilo inferior y ésteres de aralquilo de ácidos de arilo. Preferiblemente, el disolvente se escoge de entre alcohol bencílico, benzoato bencílico y benzoato etílico. En las materializaciones elegidas, la composición está libre de disolventes que tienen una miscibilidad en agua de más de 7% en peso a 25ºC. Preferiblemente, el disolvente deberá tener una miscibilidad en agua de menos de 7% en peso, mejor de menos de 5% en peso, y mejor aún de menos de 3% en peso.

En otro aspecto, la invención se refiere a una composición depósito inyectable por catéter y a un método para administrar dicha composición como se indica más arriba, donde el agente benéfico se escoge de entre un fármaco, proteínas, enzimas, hormonas, polinucleótidos, nucleoproteínas, polisacáridos, glicoproteínas, lipoproteínas, polipéptidos, esteroides, analgésicos, anestésicos locales, agentes antibióticos, agentes quimioterapéuticos, agentes inmunodepresivos, agentes antiinflamatorios, agentes antiproliferativos, agentes antimióticos, agentes angiogénicos, anticoagulantes, agentes fibrinolíticos, factores de crecimiento, anticuerpos, medicamentos oculares y metabolitos, análogos, derivados, fragmentos y versiones purificadas, aisladas, recombinantes y químicamente sintetizadas de estas especies. En las materializaciones elegidas, el agente benéfico es la hormona del crecimiento humano, la hormona del crecimiento humano metionina, la hormona del crecimiento humano des-fenilalanina, el interferón alfa, beta o gamma, la eritropoyetina, el glugacón, la calcitonina, la heparina, la interleuquina-1, la interleuquina-2, el Factor VIII, el Factor IX, la hormona luteinizante, la relaxina, la hormona estimulante del folículo, el factor natriurético auricular, los factores del crecimiento epidérmico filgastrim (EGFs), el factor del crecimiento derivado de las plaquetas (PDGs), los factores del crecimiento del tipo insulina (IGFs), los factores del crecimiento fibroblasto (FGFs), los factores del crecimiento transformador (TGFs), las interleuquinas (ILS), los factores estimulantes de colonias (CSFs, MCFs, GCSFs, GMCSFs), los interferones (IFNs), los factores del crecimiento endotelial (VEGF, EGFs), las eritropoyetinas (EPOs), las angiopoyetinas (ANGs), los factores del crecimiento derivado de la placenta (PIGFs) y los reguladores transcripcionales inducidos por hipoxia (HiFs). Preferiblemente, el agente benéfico se hallará presente en una cantidad de 0,1 a 50% en peso de las cantidades combinadas del polímero, el disolvente y el agente benéfico. En las materializaciones elegidas, el agente benéfico se halla en forma de partículas dispersas o disueltas en el gel viscoso, y allí el agente benéfico se halla en forma de partículas que tienen un tamaño medio cada una de 0,1 a 250 micrones. En ciertas materializaciones elegidas, el agente benéfico se halla en forma de partículas, y allí cada partícula comprende además un componente escogido del grupo formado por un agente estabilizador, un agente de carga, un agente quelante y un agente
amortiguador.

Breve descripción de los dibujos

Todo lo anterior, más otros objetivos, características y ventajas de la presente invención, se entenderán más fácilmente con la lectura de la siguiente descripción detallada en conjunción con los dibujos, en los que:

La Figura 1 es un gráfico que muestra el comportamiento reológico de los soportes depósito formulados con diferentes disolventes, esto es, las Formulaciones 5, 6 y 7.

La Figura 2 es un gráfico que muestra la fuerza de inyección necesaria para dispensar las Formulaciones 5, 6 y 7 mediante una aguja del calibre 24 a 1 ml/minuto y a temperatura ambiente.

La Figura 3 es un gráfico que muestra la fuerza de inyección necesaria para dispensar composiciones depósito formuladas con pesos moleculares variables de media de peso de poli(láctido-co-glicolido) en combinación con benzoato bencílico o alcohol bencílico mediante una aguja del calibre 24 a 1 ml/minuto y a temperatura ambiente.

La Figura 4 es un gráfico que muestra la fuerza de inyección necesaria para dispensar composiciones depósito formuladas con pesos moleculares variables de media de peso de poli(láctido-co-glicolido) en combinación con benzoato bencílico o alcohol bencílico o mezclas de los mismos mediante una aguja del calibre 24 a 1 ml/minuto y a temperatura ambiente.

La Figura 5 es un gráfico que muestra el comportamiento reológico de los soportes depósito formulados con diferentes disolventes, esto es, las Formulaciones 8, 9 y 10.

La Figura 6 es un gráfico que muestra la fuerza de inyección necesaria para dispensar diversas composiciones depósito, esto es, las Formulaciones 8, 9 y 10, mediante una aguja del calibre 24 a 1 ml/minuto y a temperatura ambiente.

La Figura 7 es un gráfico que muestra el comportamiento reológico de los soportes depósito formulados con diferentes disolventes, esto es, las Formulaciones 11, 12 y 13.

La Figura 8 es un gráfico que muestra el comportamiento reológico de los soportes depósito formulados con diferentes disolventes, esto es, las Formulaciones 11, 14 y 15.

La Figura 9 es un gráfico que muestra la fuerza de inyección necesaria para dispensar diversas composiciones depósito, esto es, las Formulaciones 11, 12 y 13, mediante una aguja del calibre 24 a 1 ml/minuto y a temperatura ambiente.

La Figura 10 es un gráfico que muestra la fuerza de inyección necesaria para dispensar diversas composiciones depósito, esto es, las Formulaciones 11, 14 y 15, mediante una aguja del calibre 24 a 1 ml/minuto y a temperatura ambiente.

La Figura 11 es un gráfico que muestra el perfil de la descarga in vivo de la hormona del crecimiento humano ("hGH") obtenido de diversas composiciones depósito, incluidas las de la presente invención (Formulaciones 16-18).

La Figura 12 es un gráfico que muestra el perfil de la descarga in vivo de la hormona del crecimiento humano ("hGH") obtenido de diversas composiciones depósito (Formulaciones 18 y 19).

La Figura 13 es un gráfico que muestra el perfil de la descarga in vivo de bupivacaína obtenido de diversas composiciones depósito, incluidas las de la presente invención (Formulaciones 20 y 21).

La Figura 14 es un gráfico que muestra el perfil de la descarga in vivo de bupivacaína obtenido de diversas composiciones depósito, incluidas las de la presente invención (Formulaciones 22 y 21).

La Figura 15 es un gráfico que muestra el perfil de la descarga in vivo de bupivacaína obtenido de diversas composiciones depósito, incluidas las de la presente invención (Formulaciones 23 y 24).

La Figura 16 muestra la estabilidad de la hGH en las diversas formulaciones depósito, incluidas las de la presente invención, como función de tiempo a 5ºC.

La Figura 17 muestra la fuerza de inyección de diversas formulaciones depósito, incluidas las de la presente invención, como función de los niveles de carga y del tamaño de las partículas del agente benéfico.

La Figura 18 muestra la estabilidad de PDGF en las diversas formulaciones depósito, incluidas las de la presente invención, como función de tiempo a 5ºC.

La Figura 19 muestra la estabilidad de PDGF en las diversas formulaciones depósito, incluidas las de la presente invención, como función de tiempo a 25ºC.

La Figura 20 muestra la estabilidad de PDGF en las diversas formulaciones depósito, incluidas las de la presente invención, como función de tiempo a 40ºC.

La Figura 21 es un gráfico que muestra el perfil de la descarga de PDGF obtenido de diversas composiciones depósito, incluidas las de la presente invención (Formulaciones 43-46).

Descripción detallada de la invención Visión de conjunto y definiciones

La presente invención tiene como destino una composición depósito inyectable que sirve de sistema de suministro implantado de un agente benéfico de descarga sostenida tras ser inyectado en el cuerpo del paciente. En concreto, la presente invención se refiere a una composición depósito inyectable que muestra un comportamiento de cizalladura mejorado y una escasa fuerza de inyección. Al mantener una alta viscosidad de la composición a baja cizalladura, se mantiene la integridad de la composición. La presente invención también se refiere a un método de uso de la composición depósito inyectable para administrar un agente benéfico a un paciente.

La composición produce una descarga sostenida del agente benéfico restringiendo la migración de agua del medio acuoso que rodea el sistema del implante, descargando de este modo el agente benéfico durante un espacio prolongado de tiempo. La captación de agua es controlada mediante el alcohol aromático inmiscible en agua. Puesto que el polímero de la composición es bioerosionable, el sistema de implante no tiene que retirarse quirúrgicamente una vez el agente benéfico se ha agotado en el implante.

En general, las composiciones de la invención son de tipo y forma gel con una estructura no porosa sustancialmente homogénea en todo el implante en la implantación y durante la descarga del medicamento, aunque se endurezca. Además, mientras que el implante de gel polimérico se endurece lentamente cuando se somete a un medio acuoso, el implante endurecido puede mantener una composición gomosa (no rígida) cuando la temperatura de transición vítrea sea inferior a 37ºC.

Aunque el alcohol aromático en estas composiciones actúa él mismo como agente tixotrópico, se ha descubierto que el añadido de de una cantidad tixotrópica de un agente tixotrópico mezclado con la solución polimérica efectiva para formar una composición tixotrópica como se indica en este documento, produce una composición depósito inyectable que sorprendentemente posee un comportamiento de aclareo de cizalladura sustancialmente mejorado y una fuerza de inyección aún más reducida en comparación con las composiciones depósito anteriormente descritas. En algunas materializaciones, se puede añadir formadores de poros y moduladores de la solubilidad a los sistemas de implante del agente benéfico para obtener los perfiles de descarga deseados a partir de los sistemas de implante, junto con típicos excipientes farmacéuticos y otros aditivos que no cambian los aspectos benéficos de la presente invención.

Las composiciones elegidas en este caso permiten cargar el agente benéfico en el interior del polímero a niveles que están por encima de lo exigido para saturar el agente benéfico en agua, facilitando de este modo una descarga del agente benéfico de orden cero. Por añadidura, las composiciones elegidas pueden producir geles viscosos que tienen una temperatura de transición vítrea inferior a 37ºC, con el fin de que el gel permanezca no rígido durante un espacio de tiempo tras la implantación de 24 horas o más.

En la descripción y reivindicación de la presente invención, se usará la siguiente terminología de acuerdo con las definiciones que constan más abajo.

Las formas del singular "un", "una", "el" y "la" incluyen referentes en plural, a no ser que el contexto indique claramente lo contrario. Así pues, por ejemplo, la referencia a "un disolvente" comprende tanto un único disolvente como una mezcla de dos o más disolventes diferentes; la referencia a "un agente benéfico" comprende tanto un único disolvente como dos o más agentes benéficos diferentes en combinación; la referencia a "un alcohol aromático" comprende tanto un único alcohol aromático como una mezcla de dos o más alcoholes aromáticos, y así sucesivamente.

El término "agente benéfico" significa un agente que produce un efecto beneficioso deseado, a menudo farmacológico, al administrarlo a un ser humano o a un animal, bien solo o bien en combinación con otros excipientes farmacológicos o ingredientes inertes.

Tal como se usa aquí, el término "polinucleótido" se refiere a una forma polimérica de nucleótidos de cualquier longitud, tanto ribonucleótidos como deoxirribonucleótidos, y comprende ADN y ARN monocatenario y bicatenario. También comprende tipos conocidos de modificaciones, sustituciones y modificaciones internucleótidas que son conocidas en la técnica.

Tal como se usa aquí, el término "polinucleótido recombinante" se refiere a un polinucleótido de origen genómico, ADNc, semisintético o sintético que, en virtud de su origen o manipulación, no está asociado a todo o una parte del polinucleótido con el cual está asociado por naturaleza, sino que está ligado a un polinucleótido diferente al que está ligado por naturaleza, o bien no se da en la naturaleza.

Tal como se usa aquí, el término "polipéptido" se refiere a un polímero de aminoácidos, incluidos, por ejemplo, péptidos, oligopéptidos y proteínas y derivados, análogos y fragmentos de los mismos, así como otras modificaciones conocidas en la técnica, tanto las que se dan de forma natural como las que no.

Tal como se usa aquí, los término "purificado" y "aislado", cuando se refieren a una secuencia de polipéptidos o nucleótidos, significan que la molécula indicada está presente en la ausencia sustancial de otras macromoléculas biológicas del mismo tipo. El término "purificado", tal como se usa aquí, significa preferible al menos 75% en peso, mejor al menos 85% en peso, mejor aún al menos 95% en peso y óptimamente al menos 98% en peso de las macromoléculas biológicas del mismo tipo presente.

El término "AUC" significa el área bajo la curva obtenida mediante un ensayo in vivo de un individuo muestreando una concentración de plasma sanguíneo del agente benéfico en el individuo contra reloj, midiendo el tiempo t desde la hora de implantación de la composición hasta una determinada hora después de la implantación. El tiempo t corresponderá al periodo de descarga del agente benéfico a un individuo.

El término "índice de ruptura" significa, con respecto a una composición en concreto destinada a la descarga sistémica de un agente benéfico, el cociente formado al dividir (i) el AUC calculado para el primer espacio de tiempo después de la implantación de la composición en un individuo entre el número de horas del primer espacio de tiempo (t_{1}), entre (ii) el AUC calculado para el espacio de tiempo de descarga del agente benéfico entre el número de horas de la duración total del periodo de descarga (t_{2}). Por ejemplo, el índice de ruptura a 24 horas es el cociente formado al dividir (i) el AUC calculado para las 24 primeras horas después de la implantación de la composición en un individuo entre el número 24, al dividir (ii) el AUC calculado para el espacio de tiempo de descarga del agente benéfico entre el número de horas de la duración total del periodo de descarga.

La frase "disuelto o disperso" pretende englobar toda clase de medios para establecer la presencia del agente benéfico en la composición de gel, y comprende la disolución, la dispersión, la suspensión y similares.

El término "sistémico" significa, con respecto al suministro o administración de un agente benéfico a un individuo, que el agente benéfico es detectable a un nivel biológicamente significativo en el plasma sanguíneo del individuo.

El término "local" significa, con respecto al suministro o administración de un agente benéfico a un individuo, que el agente benéfico se suministra a un punto localizado del individuo, pero que no es detectable a un nivel biológicamente significativo en el plasma sanguíneo del individuo.

El término "gel soporte" significa la composición formada por la mezcla del polímero y el disolvente en ausencia del agente benéfico.

El término "periodo prolongado" significa un espacio de tiempo a lo largo del cual se produce la descarga de una agente benéfico desde el implante de la invención, y que será generalmente de una semana o más, preferiblemente 30 días o más.

El término "ruptura inicial" significa, con respecto a una composición en concreto de esta invención, el cociente obtenido al dividir (i) la cantidad en peso del agente benéfico descargada de la composición, en un espacio de tiempo inicial predeterminado tras la implantación, entre (ii) la cantidad total de agente benéfico que haya de descargarse de una composición implantada. Queda entendido que la ruptura inicial puede variar dependiendo de la forma y el área de la superficie del implante. Por consiguiente, los porcentajes e índices de ruptura asociados a la ruptura inicial descritos en este documento están destinados a aplicarse a las composiciones testadas de la forma que resulte de la dispensación de la composición mediante una jeringuilla convencional.

El término "modulador de solubilidad" significa, con respecto al agente benéfico, un agente que altera la solubilidad del agente benéfico, con referencia a disolvente polimérico o agua, desde la solubilidad del agente benéfico en ausencia del modulador. El modulador puede aumentar o retardar la solubilidad del agente benéfico en el disolvente o en agua. Sin embargo, en el caso de agentes benéficos altamente solubles en agua, el modulador de solubilidad será generalmente un agente que retarde la solubilidad del agente benéfico en agua. Los efectos de los moduladores de solubilidad del agente benéfico pueden resultar de la interacción del modulador de solubilidad con el disolvente, o con el propio agente benéfico, como mediante la formación de complejos, o con ambos. Para lo que interesa en este caso, cuando el modulador de solubilidad está "asociado" con el agente benéfico, se pretende conseguir todas las interacciones o formaciones que puedan producirse. Los moduladores de solubilidad pueden mezclarse con el agente benéfico antes de que se combine con el gel viscoso, o bien pueden añadirse al gel viscoso antes de añadir el agente benéfico, según convenga.

Los términos "individuo" y "paciente" significan, con respecto a la administración de una composición de la invención, un animal o un ser humano.

Puesto que todos los disolventes, al menos en el nivel molecular, serán mezclables en agua (esto es, mezclables con agua) en grado muy limitado, el término "no mezclable", tal como se usa aquí, significa que 7% en peso o menos, preferiblemente 5% o menos, del disolvente es soluble en o mezclable con agua. Para lo que interesa aquí, se considera que los valores de solubilidad del disolvente en agua han de determinarse a 25ºC. Puesto que se reconoce en general que los valores de solubilidad, según consta, puede que no siempre se conduzcan en las mismas condiciones, los límites de solubilidad enumerados aquí como porcentaje en peso mezclable o soluble con agua como parte de una gama o límite superior puede que no sean absolutos. Por ejemplo, si el límite superior de la solubilidad de un disolvente en agua consta aquí como "7% en peso" y no se proporcionan más limitaciones al disolvente, al disolvente "triacetina", del que consta una solubilidad en agua de 7,17 gramos en 100 ml de agua, se lo considera incluido en el límite del 7%. Un límite de solubilidad en agua menor de 7% en peso tal como se usa aquí no incluye el disolvente triacetina ni disolventes que tengan solubilidades en agua iguales o mayores que la triacetina.

El término "bioerosionable" se refiere a un material que se descompone, se disuelve, se hidroliza y/o se erosiona gradualmente in situ. En general, los polímeros bioerosionables son aquí polímeros que son hidrolizables y que se bioerosionan en situ primariamente mediante hidrólisis.

El término tixotrópico se usa en su sentido convencional para referirse a una composición de gel que puede licuarse o al menos mostrar una disminución de la viscosidad aparente con la aplicación de fuerza mecánica como el esfuerzo de cizalla. El grado de la reducción es en parte una función de la velocidad de cizallamiento del gel cuando se lo somete a la fuerza de cizalla. Cuando se elimina la fuerza de cizalla, la viscosidad del gel tixotrópico retorna a la misma viscosidad, o a otra cercana, que mostró antes de ser sometido a la fuerza de cizalla. Por consiguiente, se puede someter un gel tixotrópico a una fuerza de cizalla cuando se lo inyecta mediante una jeringuilla que reduce temporalmente su viscosidad durante el proceso de inyección. Cuando finaliza dicho proceso, se elimina la fuerza de cizalla y el gel retorna a un estado muy cercano al que tenía antes.

Un "agente tixotrópico", tal como se usa aquí, es el que aumenta la tixotropía de la composición en la que está contenido, favoreciendo el aclareo de la cizalladura y permitiendo usar una fuerza de inyección reducida.

El polímero, el disolvente y otros agentes de la invención deben ser "biocompatibles", eso es, no deben causar irritación o necrosis en el entorno de uso. Dicho entorno de uso es un entorno fluido y puede comprender una porción subcutánea, intramuscular, intravascular (flujo alto/bajo), intramiocardial, adventicia, intratumoral o intracerebral, sitios de heridas, espacios de articulaciones ajustadas o cavidades corporales de seres humanos o de animales.

Las siguientes definiciones se aplican a las estructuras moleculares descritas en este documento:

Tal como se usa aquí, la frase "que tiene la fórmula" o "que tiene la estructura" se usa de la misma forma en que se usa normalmente el término "comprende".

El término "alquilo", tal como se usa aquí, se refiere a un grupo de hidrocarburos saturados que contiene típica pero no necesariamente de 1 a 30 átomos de carbono, tales como metilo, etilo, n-propilo, isopropilo, n-butilo, isobutilo, t-butilo, octilo, decilo y similares, así como grupos cicloalquilo como ciclopentilo, ciclohexilo y similares. En general, aunque tampoco necesariamente, los grupos alquilo contienen aquí de 1 a unos 12 átomos de carbono. El término "alquilo inferior" se refiere a un grupo alquilo de 1 a 6 átomos de carbono, preferiblemente de 1 a 4 átomos de carbono. "Alquilo sustituido" se refiere a alquilo sustituido con uno o más grupos sustituyentes, mientras que los términos "alquilo que contiene heteroátomos" y "heteroalquilo" se refieren a un alquilo en el que al menos un átomo de carbono está sustituido por un heteroátomo. Si no se indica lo contrario, los términos "alquilo" y "alquilo inferior" comprenden el alquilo o alquilo inferior lineal, ramificado, cíclico, no sustituido, sustituido y/o que contiene heteroátomos.

El término "arilo", tal como se usa aquí, y si no se indica lo contrario, se refiere a un sustitutivo aromático que contiene un anillo aromático simple o múltiples anillos aromáticos fusionados unos con otros, enlazados de manera covalente o enlazados con un grupo común como un metileno o un grupo de etileno. Los grupos de arilo preferidos contienen un anillo aromático o dos anillos aromáticos fusionados o enlazados, por ej. fenilo, naftilo, bifenilo, difeniléter, difenilamina, benzofenona y similares, mientras que los grupos de arilo más preferidos son monocíclicos. "Arilo sustituido" se refiere a un grupo de arilo sustituido por uno o más grupos sustituyentes, mientras que los términos "arilo que contiene heteroátomos" y "heteroarilo" se refieren a un arilo en el que al menos un átomo de carbono está sustituido por un heteroátomo. Si no se indica lo contrario, el término "arilo" comprende el heteroarilo, el arilo sustituido y los grupos de heteroarilo sustituido.

El término "aralquilo" se refiere a un grupo alquilo sustituido por un grupo arilo, donde alquilo y arilo son como se los define más arriba. El término "heteroaralquilo" se refiere a un grupo alquilo sustituido por un grupo heteroarilo. Si no se indica lo contrario, el término "aralquilo" comprende el heteroaralquilo y los grupos de aralquilo sustituidos, así como los grupos de aralquilo no sustituido. En general, el término "aralquilo" se refiere aquí a un grupo de alquilo inferior sustituido por arilo, preferiblemente un grupo de alquilo inferior sustituido por fenilo, como benzilo, fenetilo, 1-fenilpropilo, 2-fenilpropilo y similares.

El término "que contiene heteroátomos", como en "grupo hidrocarbilo que contiene heteroátomos", se refiere a una molécula o un fragmento molecular en el que uno o más átomos de carbono están sustituidos por un átomo que no es carbono, por ej., nitrógeno, oxígeno, azufre, fósforo o silicona. De igual modo, el término "heterocíclico" se refiere a un sustitutivo cíclico que contiene heteroátomos, el término "heteroarilo" se refiere a un sustitutivo de arilo que contiene heteroátomos, y así sucesivamente.

Por "sustituido", como en "alquilo sustituido", "arilo sustituido" y similares, como se expresa en algunas de las definiciones de más arriba, debe entenderse que en el grupo alquilo o arilo, respectivamente, al menos un átomo de hidrógeno ligado a un átomo de carbono se sustituye por uno o más sustitutivos no interferentes, como hidroxil, alkoxi, tio, amino, halo y similares.

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I. Composiciones depósito inyectables

Como se ha explicado más arriba, las composiciones depósito inyectables para suministrar agentes benéficos durante un prolongado espacio de tiempo pueden formarse como geles viscosos antes previamente a la inyección del depósito en un individuo. El gel viscoso soporta el agente benéfico disperso para suministrar perfiles de suministro adecuados, incluidos los que tienen una baja ruptura inicial, del agente benéfico a medida que éste es descargado desde el depósito en el transcurso del tiempo.

El polímero, el disolvente y otros agentes de la invención deben ser biocompatibles; esto es, no deben causar irritación o necrosis en el entorno de uso. El entorno de uso es un entorno fluido y puede comprender una porción subcutánea, intramuscular, intravascular (flujo alto/bajo), intramiocardial, adventicia, intratumoral o intracerebral, sitios de heridas, espacios de articulaciones ajustadas o cavidades corporales de seres humanos o de animales. En ciertas materializaciones, el agente benéfico puede administrarse localmente para evitar o minimizar los efectos secundarios sistémicos. Los geles de la presente invención que contienen un agente benéfico pueden inyectarse/implantarse directamente en la ubicación deseada o aplicarse a la misma como un revestimiento, por ej., subcutánea, intramuscular, intravascular (flujo alto/bajo), intramiocardial, adventicia, intratumoral o intracerebral, sitio de heridas, espacio de articulaciones ajustadas o cavidad corporal de seres humanos o de animales.

Por lo general, el gel viscoso se inyecta desde una jeringuilla hipodérmica que se ha llenado previamente con el agente benéfico-composición de gel viscoso como depósito. A menudo se prefiere administrar las inyecciones mediante la aguja de menor tamaño (esto es, la de menor diámetro) para reducir las molestias al paciente cuando la inyección se halla en una porción subcutánea, intramuscular, intravascular (flujo alto/bajo), intramiocardial, adventicia, intratumoral o intracerebral, sitio de heridas, espacio de articulaciones ajustadas o cavidad corporal de seres humanos o de animales. Es deseable que los geles se puedan inyectar mediante agujas de calibre 16 y mayores, preferiblemente de calibre 20 y mayores, más preferiblemente de calibre 22 y mayores, y más preferiblemente aún de calibre 24 y mayores. Con geles altamente viscosos, esto es, geles que tengan una viscosidad de unos 20 pascales (Pas.) o más, las fuerzas de inyección para dispensar el gel mediante una jeringuilla que tenga una aguja con un calibre del orden de 20-30 puede que sean tan altas que hagan muy difícil o razonablemente imposible administrar manualmente la inyección. Al mismo tiempo, es deseable que la alta viscosidad del gel mantenga la integridad del depósito tras la inyección y durante el periodo de dispensación, y también que facilite las características de suspensión deseadas del agente benéfico en el gel.

Un gel tixotrópico muestra una viscosidad reducida cuando se lo somete a fuerza de cizalla. El grado de la reducción es en parte una función de la fuerza de cizalla del gel cuando se lo somete a fuerza de cizalla. Cuando se elimina la fuerza de cizalla, la viscosidad del gel tixotrópico vuelve a ser igual o parecida que antes de someterlo a la fuerza de cizalla. Por consiguiente, un gel tixotrópico puede someterse a una fuerza de cizalla cuando se lo inyecta mediante una jeringuilla que reduce temporalmente su viscosidad durante el proceso de inyección. Cuando ha finalizado el proceso de inyección, se elimina la fuerza de cizalla y el gel regresa a su estado anterior o muy cerca.

Una composición de un polímero y un disolvente polimérico que incluya un agente que confiera características tixotrópicas al gel viscoso formado por el disolvente polimérico y el polímero proporciona las ventajas deseadas indicadas más arriba. Es igualmente deseable usar el agente tixotrópico en cantidades que sean lo bastante pequeñas como para no aumentar innecesariamente la masa y el volumen del depósito que se va a inyectar. A este respecto, es deseable que el agente tixotrópico, esto es, los alcanoles inferiores, especialmente el etanol, no sea un disolvente polimérico. Como se explica con más detalle más abajo, la añadidura de pequeñas pequeñas cantidades de alcanoles inferiores, especialmente de etanol, a depósitos poliméricos formados como geles viscosos a partir de polímeros lácticos basados en ácidos y disolventes poliméricos adecuados proporcionan las características deseables mencionadas más arriba en composiciones de la invención descrita en este documento.

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A. El polímero bioerosionable, biocompatible

Los polímeros que son útiles en conjunción con los métodos y composiciones de la invención son bioerosionables, esto es, que gradualmente se hidrolizan, disuelven, se erosionan físicamente o se desintegran de otra manera en los fluidos acuosos del cuerpo del paciente. Por lo general, los polímeros se bioerosionan como resultado de hidrólisis o erosión física, aunque el proceso de la bioerosión primaria es típicamente la hidrólisis.

Los polímeros preferidos actualmente son los poliláctidos, esto es, un polímero láctico basado en ácido que puede basarse únicamente en ácido láctico, o que puede ser un copolímero basado en ácido láctico y ácido glicólico y/o caprolactona, que puede incluir pequeñas cantidades de otros comonómeros que no afectan sustancialmente a los ventajosos resultados que pueden lograrse según la presente invención. Tal como se usa aquí, el término "ácido láctico" comprende los isómeros ácido L-láctico, ácido D-láctico, ácido DL-láctico y láctido, mientras que el término "ácido glicólico" comprende el glicólido. Los más preferidos son los polímeros escogidos del grupo formado por los polímeros poliláctidos, normalmente denominados PLA, copolímeros poli(láctidos-co-glicólidos), normalmente denominados PLGA y el polímero poli(caprolactona-ácido co-láctico) (PCL-co-LA). El polímero puede tener una proporción monomérica de ácido láctico/ácido glicólico de 100:0 a 15:85 aproximadamente, preferiblemente de 75:25 a 30:70 aproximadamente, más preferiblemente de 60:40 a 40:60 aproximadamente, mientras que un copolímero especialmente útil tiene una proporción monomérica de ácido láctico/ácido glicólico de 50:50 aproximadamente.

El polímero poli(caprolactona-ácido co-láctico) (PCL-co-LA) tiene una proporción comonomérica de caprolactona/ácido láctico de 10:90 a 90:10 aproximadamente, de 50:50 aproximadamente, preferiblemente de 35:65 a 65:35 aproximadamente, y más preferiblemente de 25:75 a 75:25 aproximadamente. En ciertas materializaciones, el polímero basado en ácido láctico comprende una mezcla de aproximadamente 0-90% de caprolactona, 0-100% de ácido láctico y 0-60% de ácido glicólico.

El polímero basado en ácido láctico tiene un peso molecular con un número medio de 1.000 a 120.000 aproximadamente, preferiblemente de 5.000 a 50.000 aproximadamente, más preferiblemente de 8.000 a 30.000 aproximadamente, según se determine mediante cromatografía de permeación sobre gel (GPC). En contraste con los anteriores depósitos inyectables basados en polímeros, la presente invención permite el uso de polímeros de mayor peso molecular, en la medida en que el alcohol aromático de la invención proporciona un excelente aclareo de la cizalladura incluso con polímeros de gran peso molecular. Como se indica en la patente de E.E.U.U. nº 5,242,910 mencionada más arriba, el polímero puede preparase de acuerdo con las instrucciones de la patente de EEUU nº 4,443,340. Otra posibilidad es preparar directamente el polímero basado en ácido a partir de ácido láctico o de una mezcla de ácido láctico y ácido glicólico (con o sin cronómero posterior) de acuerdo con las técnicas expuestas en la patente de E.E.U.U. nº 5,310,865. Los contenidos de todas estas patentes están incorporados como referencia. Los polímeros lácticos basados en ácido adecuados se pueden conseguir en el mercado. Por ejemplo, los copolímeros de 50:50 de ácido láctico:ácido glicólico con pesos moleculares de 8.000, 10.000, 30.000 y 100.000 se pueden conseguir en Boehringer Ingelheim (Petersburg, VA), Medisorb Technologies Internacional L.P. (Cincinatti, OH) y Birmingham Polymers,Inc. (Birmingham, AL), como se explica más abajo.

Como ejemplos de polímeros tenemos, sin que la lista sea exhaustiva, Poli (D,L-láctido) Resomer® L104, PLA-L104, Poly (D,L-láctido-co-glicólido) 50:50 Resomer® RG502, Poli (D,L-láctido-co-glicólido) 50:50 Resomer®
RG502H, Poli (D,L-láctido-co-glicólido) 50:50 Resomer® RG503, Poli (D,L-láctido-co-glicólido) 50:50 Resomer® RG506, Poli L-láctido MW 2,000 (Resomer® L 206, Resomer® L 207, Resomer® L 209, Resomer® L 214); Poli D,L-láctido (Resomer® R 104, Resomer® R 202, Resomer® R 203, Resomer® R 206, Resomer® R 207, Resomer® R 208); Poli L-láctido-co-D,L-láctido 90:10 (Resomer® LR 209); Poli glicólido (Resomer® G 205); Poli D,L-láctido-co-glicólido 50:50 (Resomer® RG 504 H, Resomer® RG 504, Resomer® RG 505); Poli D-L-láctido-co-glicólido 75:25 (Resomer® RG 752, Resomer® RG755, Resomer® RG 756); Poli D,L-láctido-co-glicólido 85:15 (Resomer® RG 858); Poli L-láctide-co-carbonato de trimetileno 70:30 (Resomer® LT 706); Poli dioxanona (Resomer® X 210) (Boehringer Ingelheim Chemicals, Inc., Petersburg, VA).

Como ejemplos adicionales, pero igualmente no exhaustivos, tenemos DL-láctido/glicólido 100:0 (MEDISORB® Polímero 100 DL Alto, MEDISORB® Polímero 100 DL Bajo); DL-láctido/glicólido 85/15 (MEDISORB® Polímero 8515 DL Alto, MEDISORB ® Polímero 8515 DL Bajo); DL-láctido/glicólido 75/25 (MEDISORB® Polímero 7525 DL Alto, MEDISORB® Polímero 7525 DL Bajo); DL-láctido/glicólido 65/35 (MEDISORB® Polímero 6535 DL Alto, MEDISORB® Polímero 6535 DL Bajo); DL-láctido/glicólido 54/46 (MEDISORB® Polímero 5050 DL Alto, MEDISORB® Polímero 5050 DL Bajo); y DL-láctido/glicólido 54/46 (MEDISORB® Polímero 5050 DL 2A(3), MEDISORB® Polímero 5050 DL 3A(3), MEDISORB® Polímero 5050 DL 4A(3)) (Medisorb Technologies International L.P., Cincinati, OH); y Poli D,L-láctido-co-glicólido 50:50; Poli D,L-láctido-co-glicólido 65:35; Poli D,L-láctido-co-glicólido 75:25; Poli D,L-láctido-co-glicólido 85:15; Poli DL-láctido; Poli L-láctido; Poli glicólido; Poli \varepsilon-caprolactona; Poli DL-láctido-co-caprolactona 25:75; y Poli DL-láctido-co-caprolactona 75:25 (Birmingham Polymers, Inc., Birmingham, AL).

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El polímero biocompatible está presente en la composición de gel en un porcentaje del 5 al 90% en peso, preferiblemente de 10 a 85% en peso aproximadamente, preferiblemente de 15 a 80% en peso aproximadamente, preferiblemente de 20 a 75% en peso aproximadamente, preferiblemente de 30 a 70% en peso aproximadamente y típicamente de 35 a 65% aproximadamente en peso del gel viscoso, gel viscoso que comprende las cantidades combinadas del polímero biocompatible y un disolvente que tiene una miscibilidad en agua de menos del 7% en peso a 25ºC. El disolvente debe añadirse al polímero en cantidades que se indican más abajo, para producir geles implantables o viscosos. Hay que repetir que la combinación del disolvente y el agente tixotrópico descrito aquí posibilita una gama de proporciones polímero/disolvente mucho más amplia que la que se obtenía anteriormente.

B. Disolventes

La composición depósito inyectable de la invención contiene un disolvente inmiscible en agua con una miscibilidad de menos del 7% en peso a 25ºC, además del polímero bioerosionable, el agente tixotrópico y el agente benéfico. Preferiblemente, las composiciones aquí descritas también están libres de disolventes que tengan una miscibilidad en agua de más del 7% en peso a 25ºC.

El disolvente debe ser biocompatible, formar un gel viscoso con el polímero y restringir la captación de agua en el implante. Los disolventes adecuados restringirán sustancialmente la captación de agua por el implante y, como se observa más arriba, pueden caracterizarse por ser inmiscibles en agua, esto es, por tener una solubilidad o miscibilidad en agua de 7% en peso como máximo. Preferiblemente, la solubilidad en agua del alcohol aromático es del 5% en peso o menos, más preferiblemente del 3% en peso o menos, y más preferiblemente aún del 1% en peso o menos. La solubilidad óptima del alcohol aromático en agua es igual a o menor del 0,5% en peso. El disolvente comprende una mezcla de alcohol aromático y ésteres o ácidos aromáticos.

La miscibilidad del agua puede determinarse experimentalmente de la manera siguiente: se pone el agua (1-5 g) en un recipiente vacío tarado a cero a temperatura controlada de unos 25ºC, se la pesa y se añade por goteo un disolvente candidato. Se somete la solución a turbulencias para observar la separación de fases. Cuando parece alcanzarse el punto de saturación, lo cual se determina observando la separación de fases, se deja reposar la solución durante la noche y se vuelve a someter a prueba el día siguiente. Si la solución está saturada todavía, lo cual se determina observando la separación de fases, se determina entonces el porcentaje (peso/peso) de disolvente. Si ya no está saturada, se añade más disolvente y se repite el proceso. La solubilidad o miscibilidad se determina dividiendo el peso total del disolvente añadido entre el peso final de la mezcla de disolvente y agua. Cuando se usen mezclas de disolventes, se mezclan previamente antes de añadir el agua.

La fórmula del alcohol aromático es:

(I)Ar-(L)_{n}-OH

donde Ar es un grupo sustituido o no sustituido de arilo o heteroarilo, n es cero o 1 y L es una fracción de enlace. Preferiblemente, L es un grupo monocíclico de arilo o heteroarilo, opcionalmente sustituido con uno o más sustitutivos de no interferentes como hidroxil, alkoxi, tio, amino, halo y similares. Más preferiblemente, Ar es un grupo de arilo o heteroarilo de 5 o 6 miembros no sustituido, como fenilo, ciclopentadienilo, piridinilo, pirimadinilo, pirazinilo, pirrolilo, pirazolilo, imidazolilo, furanilo, tiofenilo, tiazolilo, isotiazolilo o similares. El subíndice "n" es cero o 1, lo cual quiere decir que la fracción de enlace L puede que esté presente o no. Preferiblemente, n es 1 y L es generalmente un enlace de alquileno inferior como el metileno o el etileno, donde el enlace puede comprender heteroátomos como O, N o S.
Más preferiblemente, Ar es fenilo, n es 1 y L es metileno, de forma que el alcohol aromático sea alcohol bencílico.

El éster o cetona del ácido aromático debe ser biocompatible, formar un gel viscoso con el polímero y restringir la captación de agua en el implante. Al igual que el alcohol aromático, los ésteres y cetonas del ácido aromático adecuados deben restringir sustancialmente la captación de agua por el implante y, como se observa más arriba, pueden caracterizarse por ser inmiscibles en agua, esto es, por tener una solubilidad o miscibilidad en agua de 7% en peso como máximo. Preferiblemente, la solubilidad en agua del alcohol disolvente es del 5% en peso o menos, más preferiblemente del 3% en peso o menos, y más preferiblemente aún del 1% en peso o menos. La solubilidad óptima del disolvente en agua es igual a o menor del 0,5% en peso.

El éster o cetona aromáticos pueden escogerse de entre los ésteres de alquilo y aralquilo inferiores de los ácidos aromáticos y las cetonas de arilo y aralquilo. Generalmente, aunque no necesariamente, los ésteres y cetonas de ácidos aromáticos tendrán respectivamente la fórmula estructural (II) o (III)

1

En el éster de fórmula (II), R^{1} es arilo, aralquilo, heteroarilo o heteroalquilo sustituido o no sustituido, preferiblemente arilo o aralquilo sustituido o no sustituido, más preferiblemente arilo o aralquilo monocíclico o bicíclico opcionalmente sustituido por uno o más sustitutivos no interferentes, como hidroxil, alkoxi, tio, amino, halo y similares, más preferiblemente arilo o heteroarilo de 5 o 6 miembros, como fenilo, ciclopentadienilo, piridinilo, pirimadinilo, pirazinilo, pirrolilo, pirazolilo, imidazolilo, furanilo, tiofenilo, tiazolilo, isotiazolilo, y más preferiblemente aún arilo de de 5 o 6 miembros. R^{2} es hidrocarbilo o hidrocarbilo sustituido por heteroátomos, típicamente alquilo inferior o arilo, aralquilo, heteroarilo o heteroaralquilo sustituido o no sustituido, preferiblemente alquilo inferior o aralquilo o heteroalquilo sustituido o no sustituido, más preferiblemente alquilo inferior o aralquilo o heteroalquilo monocíclico o bicíclico, opcionalmente sustituido con uno o más sustitutivos de no interferentes como hidroxil, alkoxi, tio, amino, halo y similares, más preferiblemente alquilo inferior o arilo de 5 ó 6 miembros, opcionalmente sustituido por uno o más grupos de éster adicionales que tengan la estructura -O-(CO)-R^{1}. Los ésteres más preferidos son el ácido benzoico y los derivados del ácido ftálico.

En la cetona de fórmula (III), R^{3} y R^{4} pueden escogerse de cualquiera de los grupos R^{3} y R^{4} identificados más arriba.

Los derivados del ácido benzoico reconocidos en la técnica de entre los que pueden escogerse los disolventes con solubilidad exigida consisten, sin limitaciones, en: dibenzoato de dimetanol ciclohexano 1,4, dibenzoato de dietilenglicol, dibenzoato de dipropilenglicol, dibenzoato de polipropilenglicol, dibenzoato de propilenglicol, benzoato de dietilenglicol y mezcla de benzoato de dipropilenglicol, dibenzoato de polietilenglicol (200), benzoato isodecílico, dibenzoato de de neopentilglicol, tribenzoato de gliceril, tetrabenzoato de pentaeriltritol, benzoato de cumilfenilo y dibenzoato de trimetilpentanediol.

Los derivados del ácido ftálico reconocidos en la técnica de entre los que pueden escogerse los disolventes con solubilidad exigida consisten, sin limitaciones, en: alquilbencilftlato, biscumilfenilisoftalato, dibutoxietilftalato, dimetilftalato, dimetilftalato, dietilftalato, dibutilftalato, diisobutilftalato, butiloctilftalato, diisoheptilftalato, butiloctilftalato, diisononilftalato, nonilundecilftalato, dioctilftalato, di-isooctilftalato, dicaprilftalato, ftalato de alcohol mezclado, di-(2-etilhexil) ftalato, heptilnonilftalato lineal, heptilnonilundecilftalato lineal, nonilftalato lineal, nonilundecilftalato lineal, dinonildidecilftalato (diisodecilftalato), diundecilftalato, ditridecilftalato, undecildodecilftalato, deciltridecilftalato, mezcla al 50/50 de dioctil- y didecilftalatos, butilbencilftalato y diciclohexilftalato.

La mayoría de los disolventes preferidos son derivados del ácido benzoico y consisten, pero sin estar limitados a ellos, en benzoato de metilo, benzoato de etilo, benzoato de n-propilo, benzoato de isopropilo, benzoato de butilo, benzoato de isobutilo, benzoato de sec-butilo, benzoato de tert-butilo, benzoato de isoamilo y benzoato de bencilo, siendo éste último especialmente preferible.

La composición puede comprender también, además del/los disolvente(s) inmiscibles en agua, uno o más disolventes miscibles adicionales ("disolventes componentes"), siempre y cuando el disolvente adicional no sea un alcanol inferior. Los disolventes componentes compatibles y miscibles con el/los solvente(s) primario(s) pueden tener una mayor miscibilidad en agua y las mezclas resultantes pueden mostrar todavía una significativa restricción de la captación de agua en el implante. Dichas mezclas se denominarán "mezclas de disolventes componentes". Las mezclas útiles de disolventes componentes pueden mostrar solubilidades en agua mayores que los propios disolventes primarios, típicamente desde 0.1% en peso hasta 50% en peso inclusive, preferiblemente hasta 30% en peso inclusive, y más preferiblemente hasta 10% en peso inclusive, sin que suponga detrimento para la restricción de captación de agua mostrada por los implantes de la invención.

Los disolventes componentes útiles para las mezclas de disolventes componentes son aquellos disolventes que son miscibles con el disolvente primario o mezcla de disolventes, y consisten, aunque no de manera exclusiva, en triacetina, diacetina, tributirina, citrato de trietilo, citrato de tributilo, citrato de acetiltrietilo, citrato de acetiltributilo, trietilglicéridos, fosfato de trietilo, dietilftalato, tartrato de dietilo, aceite mineral, polibuteno, fluido de silicona, glicerina, etilenglicol, polietilenglicol, octanol, lactato de etilo, propilenglicol, carbonato de propileno, carbonato de etileno, butirolactona, óxido de etileno, óxido de propileno, N-metil-2-pirrolidona, 2-pirrolidona, glicerolformol, metilacetato, etilacetato, metiletilcetona, dimetilformamida, glicofurol, dimetilsulfóxido, tetrahidrofurano, caprolactam, decilmetilsulfóxido, ácido oleico, 1-dodecilazaciclo-heptan-2-ona y mezclas de los mismos.

El disolvente o mezcla de disolvente es capaz de disolver el polímero para formar un gel viscoso que puede mantener partículas del agente benéfico disuelto o disperso y aislado del entorno de uso previamente a la descarga. Las composiciones de la presente invención ofrecen implantes que tienen un bajo índice de ruptura. La captación de agua se controla mediante el uso de un disolvente o una mezcla de disolvente componente que solubiliza o plastifica el polímero, pero que restringe sustancialmente la captación del agua en el implante.

El disolvente o mezcla de disolvente suele estar presente en un total de 95% a 5% en peso aproximadamente, preferiblemente de 75% a 15% en peso aproximadamente, y más preferiblemente de 65% a 20% en peso del gel viscoso aproximadamente. En ciertas materializaciones, el disolvente comprende una mezcla de alcohol aromático (fórmula I), éster de ácido aromático (fórmula II) y cetona (fórmula III). En una materialización especialmente preferida, el disolvente se escoge de entre un alcohol aromático, un alquilo inferior y ésteres de aralquilo de ácido benzoico. Actualmente, los disolventes con mayor aceptación son el alcohol bencílico, el benzoato bencílico y los ésteres de alquilo inferior del ácido benzoico, especialmente el benzoato etílico. Por lo general, la proporción en peso entre el alcohol aromático y el éster o cetona es del orden de 1% al 99% aproximadamente, preferiblemente del 10% al 90%, más preferiblemente del 20% al 80%, más preferiblemente aún del 25% al 75%, a menudo del orden del 50% aproximadamente.

El gel viscoso formado al mezclar el polímero y el disolvente suele mostrar una viscosidad de 100 a 200.000 mPa.s aproximadamente, preferiblemente de 500 a 50.000 mPa.s aproximadamente, a menudo de 1.000 a 50.000 mPa.s aproximadamente medido a una velocidad de cizallamiento de 1 seg ^{-1} a 25ºC usando un Reómetro Haake de 1 a 2 días tras completarse la mezcla. La mezcla del polímero con el disolvente puede lograrse mediante equipo convencional de baja cizalladura, como el doble mezclador planetario Ross, durante un espacio de tiempo de 10 minutos a 1 hora aproximadamente, aunque los experimentados en la técnica pueden elegir espacios de tiempo más largos o más cortos según las características físicas concretas de la composición que se prepara. Puesto que muchas veces es deseable administrar el implante como composición inyectable, a la hora de formar implantes que son geles viscosos hay que considerar, como compensación, que el polímero, el disolvente, el agente tixotrópico y la composición de agente benéfico tienen una viscosidad lo bastante baja como para permitirle pasar por un diámetro muy pequeño, por ej. por una aguja del calibre 16 y más, preferiblemente del calibre y más, más preferiblemente del calibre 22 y más, y más preferiblemente aún del calibre 24 y más. Si es preciso, se puede ajustar la viscosidad del gel para la inyección mediante agentes emulsionantes como los aquí descritos. No obstante, dichas composiciones deben tener una estabilidad dimensional adecuada para que permanezcan localizadas y puedan eliminarse si es necesario. Las composiciones concretas de gel o de tipo gel de la presente invención reúnen dichos requisitos.

C. Agentes tixotrópicos

El agente tixotrópico, esto es, un agente que confiere propiedades tixotrópicas al gel polimérico, se escoge de entre los alcanoles inferiores. Alcanol inferior significa un alcohol que contiene 2-6 átomos de carbono y es de cadena lineal o ramificada. Ejemplo de dichos alcoholes son el etanol, el isopropanol y similares. Ha de tenerse en cuenta que dicho agente tixotrópico no es un disolvente polimérico (véase por ej. Development of an in situ forming bidegradable poly-lactide-co-glycolide system for controlled release of proteins, Lambert, W.J., and Peck, K.D., Journal of Controlled Release, 33 (1995) 189-195).

Se ha descubierto que el añadido de una cantidad tixotrópica de un agente tixotrópico a la solución polimérica del polímero y del disolvente polimérico proporciona una composición depósito inyectable que sorprendentemente posee un comportamiento de aclareo de cizalladura sustancialmente mejorado y una fuerza de inyección aún más reducida en comparación con las composiciones depósito anteriormente descritas. Sorprendentemente, sólo hay que añadir una cantidad muy pequeña de agente tixotrópico a la solución polimérica del polímero y del disolvente polimérico para obtener la deseada reducción de la fuerza de inyección cuando el gel se dispensa mediante una jeringuilla. Como consecuencia, se ha visto que basta con una cantidad de agente tixotrópico de menos del 15% en peso del peso combinado del disolvente polimérico y el agente tixotrópico. El agente tixotrópico puede estar presente en cantidades de 0,01% a 15% en peso, preferiblemente de 0,1% a 5% en peso, y a menudo de 0,5% a 5% en peso del peso combinado del disolvente polimérico y el agente tixotrópico.

Debe entenderse que el agente tixotrópico de la presente invención no constituye un mero diluyente o un disolvente polimérico que reduce la viscosidad simplemente reduciendo la concentración de los componentes de la composición. El uso de diluyentes convencionales puede reducir la viscosidad, pero también puede causar el efecto ruptura mencionado más arriba cuando se inyecta la composición diluida. Por contraste, la composición depósito inyectable de la presente invención puede formularse para evitar el efecto ruptura escogiendo el agente tixotrópico para que, una vez inyectada en su lugar, el agente tixotrópico tenga poco impacto en las propiedades de descarga del sistema original. Preferiblemente, el sistema descarga el 40% o menos en peso del agente benéfico presente en el gel viscoso dentro de las 24 horas siguientes a la implantación en el individuo. Más preferiblemente, se descarga 30% o menos en peso del agente benéfico dentro de las 24 horas siguientes a la implantación, mientras que la composición implantada tiene un índice de ruptura de 12 o menos, preferiblemente de 8 o menos.

D. Agentes benéficos

El agente benéfico puede ser cualquier sustancia o sustancias fisiológica o farmacológicamente activa(s) opcionalmente en combinación con portadores e ingredientes adicionales farmacéuticamente aceptables, como antioxidantes, agentes estabilizadores, potenciadores de la permeación, etc., que no afectan de manera sustancialmente adversa a los ventajosos resultados que pueden obtenerse mediante la presente invención. El agente benéfico puede ser cualquiera de los agentes de los que se sabe que se suministran al cuerpo de un ser humano o de un animal y que son preferentemente más solubles en agua que en el disolvente que disuelve el polímero. Estos agentes son agentes de fármacos, medicamentos, vitaminas, nutrientes o similares. Entre los tipos de agentes que se ajustan a esta descripción hay compuestos de peso molecular inferior, proteínas, péptidos, material genético, nutrientes, vitaminas, complementos alimentarios, esterilizantes sexuales, inhibidores de la fertilidad y potenciadores de la fertilidad.

Los agentes de fármacos que se pueden suministrar con la presente invención consisten en fármacos que actúan sobre los nervios periféricos, receptores adrenérgicos, receptores colinérgicos, los músculos esqueléticos, el sistema cardiovascular, los músculos lisos, el sistema circulatorio sanguíneo, sitios sinópticos, sitios de confluencia neuroefectiva, los sistemas endocrino y hormonal, el sistema inmunológico, el sistema reproductor, el sistema esquelético, los sistemas autacoides, los sistemas digestivo y excretor, el sistema histamínico y el sistema nervioso central. El agente adecuado puede ser, por ejemplo, un fármaco, proteínas, enzimas, hormonas, polinucleótidos, nucleoproteínas, polisacáridos, glucoproteínas, lipoproteínas, polipéptidos, esteroides, analgésicos, anestésicos locales, agentes antibióticos, agentes quimioterapéuticos, agentes inmunosupresivos, agentes antiinflamatorios incluidos los corticosteroides antiinflamatorios, agentes antiproliferativos, agentes antimicóticos, agentes angiogénicos, anticoagulantes, agentes fibrinolíticos, factores del crecimiento, anticuerpos, fármacos oculares, y metabolitos, análogos (incluidos los análogos sintéticos y sustituidos), derivados (incluidos los conjugados agregativos/fusión con otras macromoléculas y conjugados covalentes con grupos químicos no relacionados por medios conocidos en la técnica), fragmentos y versiones purificadas, aisladas, recombinantes y químicamente sintetizadas de estas especies.

Los fármacos que pueden administrarse mediante la composición de la presente invención consisten, aunque no de manera exclusiva, en procaína, hidrocloruro de procaína, tetracaína, hidrocloruro de tetracaína, cocaína, hidrocloruro de cocaína, cloroprocaína, hidrocloruro de cloroprocaína, proparacaína, hidrocloruro de proparacaína, piperocaína, hidrocloruro de piperocaína, hexilcaína, hidrocloruro de hexilcaína, naepaína, hidrocloruro de naepaína, benzoxinato, hidrocloruro de benzoxinato, ciclometilcaína, hidrocloruro de ciclometilcaína, sulfato de ciclometilcaína, lidocaína, hidrocloruro de lidocaína, bupivicaína, hidrocloruro de bupivicaína, mepivicaína, hidrocloruro de mepivicaína, prilocaína, hidrocloruro de prilocaína, dibucaína e hidrocloruro de dibucaína, etidocaína, benzocaína, propoxicaína, diclonina, pramoxina, oxibuprocaína, edisilato de proclorperzina, sulfato ferroso, ácido aminocaproico, hidrocloruro de mecamilamina, hidrocloruro de procainamida, sulfato de anfetamina, hidrocloruro de metanfetamina, hidrocloruro de benzanfetamina, sulfato de isoproterenol, hidrocloruro de fenmetrazina, cloruro de betanecol, cloruro de metacolina, hidrocloruro de pilocarpina, sulfato de atropina, bromuro de escopolamina, yoduro de isopropamida, tridihexetil cloruro, hidrocloruro de fenformina, hidrocloruro de metilfenidato, colinato de teofilina, hidrocloruro de cefalexina, difenidol, hidrocloruro de meclizina, maleato de proclorperazina, fenoxibenzamina, maleato de tietilperzina, anisindona, eritritil teatranitrato de difenadiona, digoxina, isoflurofato, acetazolamida, metazolamida, bendroflumetiazida, cloropromaída, tolazamida, acetato de clormadinona, fenaglicodol, alopurinol, aspirina de aluminio, metotrexato, acetil sulfisoxazol, eritromicina, hidrocortisona, acetato de hidrocorticosterona, acetato de cortisona, dexametasona y sus derivados, como betametasona, triamcinolona, metiltestosterona, 17-S-estradiol, etinil estradiol, 3-metil-éter de etinil estradiol, prednisolona, acetato de 17\alpha-hidroxiprogesterona, 19-norprogesterona, norgestrel, noretindrona, noretisterona, noretiederona, progesterona, norgesterona, noretinodrel, aspirina, indometacina, naproxeno, fenoprofeno, sulindac, indoprofeno, nitroglicerina, dinitrato de isosorbida, propranolol, timolol, atenolol, alprenolol, cimetidina, clonidina, imipramina, levodopa, clorpromazina, metildopa, dihidroxifenilalanina, teofilina, gluconato de calcio, ketoprofeno, ibuprofeno, cefalexina, erithromicina, haloperidol, zomepirac, lactato ferroso, vincamina, diazepam, fenoxibenzamina, diltiazem, milrinona, mandol, quanbenz, hidroclorotiazida, ranitidina, flurbiprofeno, fenufeno, fluprofeno, tolmetina, alclofenac, mefenamic, flufenamic, difuinal, nimodipina, nitrendipina, nisoldipina, nicardipina, felodipina, lidoflazina, tiapamil, galopamil, amlodipina, mioflazina, lisinolpril, enalapril, enalaprilato, captopril, ramipril, famotidina, nizatidina, sucralfato, etintidina, tetratolol, minoxidil, clordiazepoxida, diazepam, amitriptilina e imipramina. Entre dichos fármacos están también las proteínas y los péptidos, que comprenden, aunque no de forma exclusiva, las proteínas capaces de inducir hueso, la insulina, la colchicina, el glucagón, la hormona estimuladora de la tiroides, las hormonas de la paratiroides y la pituitaria, la calcitonina, la renina, la prolactina, la corticotrofina, la hormona tirotrópica, la hormona estimuladora del folículo, la gonadotropina coriónica, la hormona liberadora de gonadotropina, la somatotropina bovina, la somatotropina porcina, la oxitocina, la vasopresina, GRF, la somatostatina, la lypresina, la pancreozimina, la hormona luteinizante, LHRH, agonistas y antagonistas de LHRH, la leuprolida, los interferones tales como el interferón alfa-2a, el interferón alfa-2b y el interferón de consenso, las interleuquinas, los factores de crecimiento como los factores de crecimiento epidérmico (EGF), los factores de crecimiento derivado de las plaquetas (PDGF), los factores de crecimiento fibroblástico (FGF), los factores-\alpha de transformación del crecimiento (TGF-\alpha), los factores-\beta de transformación del crecimiento (TGF-\beta), la eritropoyetina (EPO), el factor de crecimiento de tipo insulínico I (IGF-1), el factor de crecimiento de tipo insulínico II (IGF-11), la interleuquina-1, la interleuquina-2, la interleuquina-6, la interleuquina-8, el factor de necrosis tumoral \alpha(TNF-\alpha), el factor de necrosis tumoral \beta(TNF-\beta), el interferón \alpha(INF-\alpha), el interferon \beta(INF-\beta), el interferón \gamma(INF-\gamma), el interferón \omega(INF-\omega), los factores estimulantes de colonias (CGF), el factor de crecimiento celular vascular (VEGF), la trombopoyetina (TPO), los factores estromales derivados de la célula (SDF), el factor de crecimiento de la placenta (PIGF), el factor de crecimiento del hepatocito (HGF), el factor estimulante de colonias macrófagas de granulocitos (GM-CSF), el factor de neurotropina derivado de líneas gliales (GDNF), el factor estimulante de colonias de granulocitos (G-CSF), el factor neurotrópico ciliar (CNTF), las proteínas capaces de inducir hueso (BMP), los factores de coagulación, el factor de descarga de la hormona del páncreas humano, los análogos y derivados de estos compuestos y sales farmacéuticamente aceptables de estos compuestos o sus análogos o derivados.

Entre otros ejemplos de fármacos que pueden administrarse mediante la composición de la presente invención, igualmente sin carácter exclusivo, tenemos agentes antiproliferativos/antimitóticos, incluidos productos naturales como vinca alcaloides (esto es, vinblastina, vincristina y vinorelbina), paclitaxel, epidipodofiloxotinas (esto es, etoposida, teniposida), antibióticos (dactinomicina, actinomicina D, daunorrubicina, doxorrubicina e idarrubicina), antraciclinas, mitoxantrona, bleomicinas, plicamicina (mitramicina) y mitomicina, enzimes (L-asparraguinasa que sistémicamente metaboliza la L-asparagina y la libra de células que no tienen la capacidad de sintetizar su propia asparraguina); agentes antiplaqueta como inhibidores G (GP) II_{b}III_{a} y antagonistas de receptor de vitronectina; agentes alquilantes antiproliferativo/antimitóticos como mostazas de nitrógeno (mecloretamina, ciclofosfamida y análogos, melfalán, clorambucil), etileniminas y metilmelaminas (hexametilmelamina y tiotepa), alquilsulfonatos-busulfán, nirtosoureas (carmustina (BCNU) y análogos, estreptozocina), trazenes-dacarbazinina (DTIC); antimetabolitos antiproliferativo/antimitótico como los análogos del ácido fólico (metotrexato), análogos de pirimidina (fluorouracil, floxuridina y citarabina), análogos de purina e inhibidores relacionados (mercaptopurina, tioguanina, pentostatina y 2-clorodeoxiadenosina (cladribina); complejos de coordinación de platino (cisplatina, carboplatina), procarbazina, hidroxiurea, mitotano, aminoglutetimida; hormonas (esto es, estrógeno); anticoagulantes (heparina, sales de heparina sintéticas y otros inhibidores de trombina); agentes fibrinolíticos (como el activador tisular del plasminógeno, la estreptoquinasa y la uroquinasa), aspirina, dipiridamol, ticlopidina, clopidogrel, abciximab; antimigratorio; antisecretor (breveldina); antiinflammatorio, como los esteroides adrenocorticales (cortisol, cortisona, fludrocortisona, prednisona, prednisolona, 6\alpha-metilprednisolona, triamcinolona, betametasona y dexametasona), agentes no esteroidales (derivados del ácido salicílico, esto es, aspirina; derivados de para-aminofenol, esto es, acetominofeno); ácidos indol- e indenacéticos (indometacina, sulindac y etodalac), ácidos heteroaril acéticos (tolmetina, diclofenac y ketorolac), ácidos arilpropiónicos (ibuprofeno y derivados), ácidos antranílicos (ácido mefenámico y ácido meclofenámico), ácidos enólicos (piroxicam, tenoxicam, fenilbutazona y oxifentatrazona), nabumetona, compuestos del oro (auranofina, aurotioglucosa, tiomalato de sodio de oro); inmunosupresivos: (ciclosporina, tacrolimus (FK-506), sirolimus (rapamicina), azatioprina, microfenolato mofetilo); agentes angiogénicos: factor de crecimiento endotelial vascular (VEGF), factor de crecimiento fibroblástico (FGF); bloqueador del receptor de angiotensina; donantes de óxido nítrico; oligionucleótidos antisentido y combinaciones de los mismos; inhibidores de ciclo celular, inhibidores mTOR e inhibidores de quinasa de transducción de señales del factor de crecimiento, análogos y derivados de estos compuestos y sales farmacéuticamente aceptables de estos compuestos o sus análogos o derivados.

En algunas de las materializaciones elegidas, el agente benéfico comprende factores de crecimiento quimiotáctico, factores de crecimiento proliferativo, factores de crecimiento estimulante y factores de crecimiento de péptido transformacional, incluidos genes, precursores, variantes postraslacionales, metabolitos, proteínas de enlace, receptores, agonistas de receptor y antangonistas de las siguientes familias de factores de crecimiento: factores de crecimiento epidérmico (EGFs), factores de crecimiento derivados de las plaquetas (PDGFs), factores de crecimiento de tipo insulínico (IGFs), factores de crecimiento fibroblástico (FGFs), factores de crecimiento transformador (TGFs), interleuquinas (ILs), factores de estimulación de colonias (CSFs, MCFs, GCSFs, GMCSFs), interferones (IFNs), factores de crecimiento endotelial (VEGF, EGFs), eritropoyetinas (EPOs), angiopoyetinas (ANGs), factores de crecimiento derivados de la placenta (PIGFs), y reguladores transcripcionales inducidos por hipoxia (HIFs).

La presente invención también halla aplicación en agentes quimioterapéuticos para la aplicación local de dichos agentes para evitar o minimizar los efectos secundarios sistémicos. Los geles de la presente invención que contiene agentes quimioterapéuticos pueden inyectarse directamente en el tejido tumoral para administrar el agente quimioterapéutico de forma sostenida a lo largo del tiempo. En algunos casos, especialmente tras la resección del tumor, se puede implantar directamente el gel en la cavidad resultante o bien se puede aplicar como revestimiento al tejido restante. En los casos en que el gel se implanta tras cirugía, se pueden utilizar geles que tengan viscosidades más altas, ya que no tienen que pasar por una aguja de pequeño calibre. Los agentes quimioterapéuticos representativos que se pueden administrar de acuerdo con la práctica de la presente invención son, por ejemplo, carboplatina, cisplatina, paclitaxel, BCNU, vincristina, camptotecina, etopsida, citoquinas, ribozimas, interferones, oligonucleótidos y secuencias de oligonucleótidos que inhiben la traslación o transcripción de los genes tumorales, derivados funcionales de los anteriores y agentes quimioterapéuticos generalmente conocidos, como los descritos en la patente de E.E.U.U. 5,651,986. La presente aplicación es especialmente útil en la administración sostenida de agentes quimioterapéuticos solubles en agua, como por ejemplo la cisplatina, la carboplatina y los derivados de paclitaxel solubles en agua. Las características de la invención que minimizan el efecto ruptura son especialmente ventajosas en la administración de toda clase de agentes benéficos solubles en agua, pero sobre todo en aquellos compuestos que son clínicamente útiles y eficaces, pero que pueden tener efectos secundarios negativos.

En la medida no mencionada más arriba, los agentes benéficos descritos en la antedicha patente de E.E.U.U. nº 5,242,910 pueden usarse también. Una ventaja en particular de la presente invención es que materiales como las proteínas, de las que serían ejemplo la enzima lisozima, y ADNc, y ADN incorporado a vectores tanto virales como no virales, que son difíciles de microencapsular o procesar en microesferas, pueden incorporarse a a las composiciones de la presente invención sin el nivel de degradación causado por la exposición a altas temperaturas y agentes desnaturalizantes que suelen estar presentes en otras técnicas de procesado.

Preferiblemente, el agente benéfico debe ir incorporado al gel viscoso formado a partir del polímero y el disolvente en forma de partículas, cada una de ellas con un tamaño típicamente de 0,1 a 250 micrones aproximadamente, preferiblemente de 1 a 200 micrones y a menudo de 30 a 125 micrones. Por ejemplo, se han producido partículas con tamaño medio cada una de 5 micrones aproximadamente sometiendo a atomización o liofilización una mezcla acuosa compuesta de 50% de sucrosa y 50% de lisozima de pollo (sobre la base de peso en seco) y mezclas de 10-20% de hGH y 15-30 mM de acetato de cinc. Tales partículas se han usado en algunos de los ejemplos ilustrados en las figuras. También se pueden utilizar procesos de liofilización convencionales para formar partículas de agentes benéficos de tamaño variable mediante ciclos de congelación y secado adecuados.

Para formar una suspensión o dispersión de partículas del agente benéfico en el gel viscoso formado a partir del polímero y el disolvente se puede usar cualquier dispositivo de baja cizalladura, como el doble mezclador planetario Ross en condiciones ambiente. De esta forma, puede conseguirse una eficiente distribución del agente benéfico sustancialmente sin degradar el agente benéfico.

Típicamente, el agente benéfico se disuelve o dispersa en la composición en una cantidad de 0,1% a 50% en peso aproximadamente, preferiblemente en una cantidad de 1% a 40% en peso aproximadamente, más preferiblemente en una cantidad de 2% a 30% en peso aproximadamente, y a menudo de 2% a 20% en peso de las cantidades combinadas del polímero, el disolvente y el agente benéfico. Dependiendo de la cantidad de agente benéfico presente en la composición, se pueden obtener diferentes perfiles de descarga e índices de ruptura. Más específicamente, para un polímero y disolvente en concreto, ajustando las cantidades de estos componentes y la cantidad del agente benéfico se puede obtener un perfil de descarga que depende más de la degradación del polímero que de la difusión del agente benéfico a partir de la composición o viceversa. A este respecto, con bajos índices de carga del agente benéfico se obtiene por lo general un perfil de descarga que refleja la degradación del polímero, y donde el índice de descarga aumenta con el tiempo. Con altos índices de carga se obtiene por lo general un perfil de descarga causado por la difusión del agente benéfico, y donde el índice de descarga disminuye con el tiempo. Con índices de carga intermedios se obtiene perfiles de descarga combinados, de forma que, si se desea, se puede alcanzar un índice de descarga sustancialmente constante. Con el fin de minimizar la ruptura, es preferible una carga del agente benéfico del orden de 30% o menos en peso del total de la composición de gel, esto es, polímero, disolvente y agente benéfico, y mejor aún una carga del 20% o menos.

Los índices de descarga y la carga del agente benéfico deben ajustarse para mantener la administración terapéuticamente eficaz del agente benéfico a lo largo del espacio de tiempo de administración sostenida que se haya previsto. Preferiblemente, el agente benéfico estará presente en el gel polimérico en concentraciones que estén por encima de la concentración de saturación de agente benéfico en agua para mantener un depósito de fármaco de donde se dispensa el agente benéfico. Mientras que el índice de descarga del agente benéfico depende de circunstancias concretas, como el agente benéfico que se va a administrar, se pueden obtener índices de descarga del orden de unos 0,1 microgramo/día a unos 30 miligramos/día, preferiblemente de 1 microgramo/día aproximadamente a unos 20 miligramos/día aproximadamente, más preferiblemente de unos 10 microgramos/día a unos 10 miligramos/día, durante espacios de tiempo de unas 24 horas a unos 180 días, preferiblemente de 24 horas a unos 120 días, más preferiblemente de 24 horas a unos 90 días, a menudo de 3 días a unos 90 días.

Además, la dosis de agente benéfico puede ajustarse ajustando la cantidad de gel depósito inyectada. Se pueden administrar mayores cantidades si el suministro se hace en espacios de tiempo más cortos. Por lo general, es posible un índice de descarga más alto si se puede tolerar una ruptura mayor. En los casos en que la composición de gel se implante quirúrgicamente o se use como depósito "de reserva" cuando al mismo tiempo se lleva a cabo cirugía para tratar la enfermedad u otra afección, es posible suministrar dosis mayores que normalmente se administrarían si se inyectara el implante. Además, la dosis de agente benéfico puede controlarse ajustando el volumen del gel implantado o del gel inyectable inyectado. Preferiblemente, el sistema descarga el 40% o menos en peso del agente benéfico presente en el gel viscoso dentro de las 24 horas siguientes a la implantación en el individuo. Más preferiblemente, se descargará el 30% o menos en peso del agente benéfico presente en el gel viscoso dentro de las 24 horas siguientes a la implantación, mientras que la composición implantada tendrá un índice de ruptura de 12 o menos, preferiblemente de 8 o menos.

Componentes adicionales opcionales

En la composición de gel pueden estar presentes otros componentes, en la medida en que se desee o en que confieran propiedades de utilidad a la composición. Dichos componentes pueden ser polietilenglicol, agentes hidroscópicos, agentes estabilizadores (por ejemplo tensoactivos como tween 20, tween 80 y similares, azúcares como sucrosa, treholosa y similares, sales, antioxidantes), agentes de formación de poros, agentes de carga (como sorbitol, mannitol, glicina y similares), agentes quelantes (como iones metálicos divalentes incluidos el cinc, el magnesio, el calcio, el cobre y similares), agentes amortiguadores (como fosfato, acetano, succinato, histidina, TRIS y similares) y otros. Cuando en la composición hay un péptido o una proteína que es soluble en o inestable en un entorno acuoso, puede ser muy recomendable incluir un modulador de solubilidad que pueda, por ejemplo, ser agente estabilizador en la composición. En las patentes de E.E.U.U. Nos. 5,654,010 y 5,656,297 se describen diversos agentes moduladores. En el caso de la hGH, por ejemplo, es preferible incluir una cantidad de una sal o de un metal divalente, preferiblemente cinc. Como ejemplos de dichos moduladores y agentes estabilizadores, que pueden formar complejos con el agente benéfico o asociado para producir el efecto de descarga estabilizadora o modulada, tenemos cationes metálicos, preferiblemente divalentes, presentes en la composición, como carbonato de magnesio, carbonato de cinc, carbonato de calcio, acetato de magnesio, sulfato de magnesio, acetato de cinc, sulfato de cinc, cloruro de cinc, cloruro de magnesio, óxido de magnesio, hidróxido de magnesio, otros antiácidos y similares. Las cantidades de dichos agentes que hay que emplear dependerán de la naturaleza del complejo formado, si lo hay, de la naturaleza de la asociación entre el agente benéfico y el agente. Se suelen utilizar fracciones molares entre modulador de solubilidad o agente estabilizador y agente benéfico de 100:1 1 a 1:1 aproximadamente, preferiblemente de 10:1 a 1:1 aproximadamente.

Los agentes formadores de poros consisten en materiales biocompatibles que, cuando entran en contacto con fluidos corporales, se disuelven, dispersan o degradan para crear poros o canales en la matriz del polímero. Típicamente, se puede usar provechosamente como formadores de poros materiales orgánicos y no orgánicos que sean solubles en agua, como azúcares (por ej. sucrosa, dextrosa), sales solubles en agua (por ej. cloruro de sodio, fosfato de sodio, cloruro de potasio y carbonato de sodio), disolventes solubles en agua, como N-metil-2-pirrolidona y polietilenglicol, y polímeros solubles en agua (por ej. carboxilmetilcelulosa, hidroxilpropilcelulosa y similares. Dichos materiales pueden hallarse presente en cantidades que oscilan entre 0,1% aproximadamente y 100% aproximadamente del peso del polímero, pero que suelen estar por debajo del 50%, y más a menudo por debajo del 10-20% del peso del polímero.

Utilidad y administración

El medio de administración de los implantes no se limita a la inyección, aunque a menudo sea éste el medio de administración preferido. Allí donde el implante haya de ser administrado como producto de reserva, puede formarse de manera que se ajuste a una cavidad corporal que haya quedado tras una intervención quirúrgica, o bien puede aplicarse como gel fluido frotando o extendiendo el gel por el tejido o hueso residual. Tales aplicaciones deben permitir la carga del agente benéfico en el gel en concentraciones superiores a las que suelen estar presentes en las composiciones inyectables.

Las composiciones de esta invención sin agente benéfico son útiles para curar heridas, soldar huesos y otros fines de soporte estructural.

Para una mejor comprensión de los diversos aspectos de la presente invención, los resultados expuestos en las figuras anteriormente descritas se obtuvieron de acuerdo con los siguientes ejemplos.

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Ejemplo 1

(No de la invención)

Se preparó un gel soporte para uso en un depósito inyectable de la composición de la manera siguiente. Se taró a cero un recipiente de cristal en una balanza de carga superior Mettler PJ3000. Dentro del recipiente de cristal se pesó Poli (D,L láctido-co-glicólido) (PLGA), suministrado como 50:50 Resomer® RG502 (PLGA RG 502). Se taró a cero el recipiente de cristal con el PLGA dentro y se le añadió el disolvente correspondiente. En la Tabla 1 de más abajo se exponen las cantidades expresadas como porcentajes para diversas combinaciones de polímeros/disolventes. Se removió a mano la mezcla polímero/disolvente con una espátula de punta cuadrada de acero inoxidable hasta que se formó una sustancia pastosa y pegajosa de color ambarino que contenía partículas poliméricas blancas. Se selló el recipiente que contenía la mezcla polímero/disolvente y se lo colocó en una incubadora de temperatura controlada equilibrada a 39ºC. Cuando la mezcla polímero/disolvente adquirió el aspecto de un gel homogéneo de color ámbar claro, se la retiró de la incubadora. Los intervalos de incubación oscilaron de 1 a 4 días, dependiendo del tipo de polímero y de disolvente y de la proporción entre polímero y disolvente.

A continuación, se colocó la mezcla en un horno (65ºC) durante 30 minutos. Se observó que el PLGA-504 se disolvió en la mezcla al retirar ésta del horno.

Los soportes de gel depósito adicionales se preparan con los siguientes disolventes o mezclas: benzoato bencílico, alcohol bencílico, propilenglicol, etanol y los siguientes polímeros: Poli (D,L-láctido) Resomer® L104, PLA-L104, Poli (D,L-láctido-co-glicólido) 50:50 Resomer® RG502, Poli (D,L-láctido-co-glicólide) 50:50 Resomer® RG502H, Poli (D, L-láctido-co-glicólido) 50:50 Resomer® RG503, Poli L-Láctido MW 2,000 (Resomer® L 206, Resomer® L 207, Resomer® L 209, Resomer® L 214); Poli D,L Láctido (Resomer® R 104, Resomer® R 202, Resomer® R 203, Resomer® R 206, Resomer® R 207, Resomer® R 208); Poli L-Láctido-co-D,L-láctido 90:10 (Resomer® LR 209); Poli D-L-láctido-coglicólido 75:25 (Resomer® RG 752, Resomer® RG755, Resomer® RG 756); Poli D,L-lactide-co-glicólido 85:15 (Resomer ® RG 858); Poli L-láctido-co-carbonato de trimetileno 70:30 (Resomer® LT 706); Poli dioxanona (Resomer® X 210) (Boehringer Ingelheim Chemicals, Inc., Petersburg, VA); DL-láctido/glicólido 100:0 (MEDISORB® Polymer 100 DL High, MEDISORB® Polymer 100 DL Low); DL-láctido/glicólido 85/15 (MEDISORB® Polymer 8515 DL High, MEDISORB® Polymer 8515 DL Low); DL-láctido/glicólido 75/25
(MEDISORB® Polymer 7525 DL High, MEDISORB® Polymer 7525 DL Low); DL-láctido/glicólido 65/35
(MEDISORB® Polymer 6535 DL High, MEDISORB® Polymer 6535 DL Low); DL-láctido/glicólido 54/46
(MEDISORB® Polymer 5050 DL High, MEDISORB® Polymer 5050 DL Low); y DL-láctido/glicólido 54/46
(MEDISORB® Polymer 5050 DL 2A(3), MEDISORB® Polymer 5050 DL 3A(3), MEDISORB® Polymer 5050 DL 4A (3)) (Medisorb Technologies International L.P., Cincinatti, OH); y Poli D,L-láctido-co-glicólido 50:50; Poli D,L-láctido-co-glycólido 65:35; Poli D,L-láctido-co-glycólido 75:25; Poli D,L-láctido-co-glicólido 85:15; Poli DL-láctido; Poli L-láctido; Poli glicólido; Poli \varepsilon-caprolactona; Poli DL-láctido-co-caprolactona 25:75; y Poli DL-láctido-co-caprolactona 75:25 (Birmingham Polymers, Inc., Birmingham, AL). En la Tabla 1 a continuación se describen soportes de gel representativos.

TABLA 1

2

Ejemplo 2

(No de la invención)

Se puso a prueba el comportamiento reológico de los soportes depósito formulados con diferentes disolventes. Se preparó un soporte que comprendía 50% en peso de polímero (PLGA RG502) y 50% en peso de disolvente (alcohol bencílico) según los procedimientos señalados en el Ejemplo 1. Con fines comparativos, se preparó también disolvente que contenía benzoato bencílico (por ej., la formulación 5) o benzoato bencílico combinado con etanol (por ej., la formulación 7). En la Tabla 2 figura la lista de las formulaciones usadas en la prueba.

TABLA 2

3

Se sometió a una prueba de viscosidad las formulaciones 5, 6 y 7 a diferentes velocidades de cizallamiento. Como se indica en la Figura 1, se observó un significativo comportamiento de aclareo de cizalladura cuando se usó alcohol bencílico como disolvente (por ej., la formulación 6), en contraste con las formulaciones donde se usó benzoato bencílico (por ej., la formulación 5) y benzoato bencílico con etanol como agente tixotrópico (por ej., la formulación 7), respectivamente.

Ejemplo 3

(No de la invención)

Se evaluó en las tres formulaciones identificadas en el Ejemplo 2 la fuerza de inyección necesaria para dispensar soportes depósito. Dichas formulaciones se inyectaron mediante una aguja del calibre 24 a 1 ml/min, a temperatura ambiente. Como se indica en la Figura 2, se observó una significativa reducción de la fuerza de inyección cuando se usó alcohol bencílico como disolvente (por ej., la formulación 6), en contraste con las formulaciones donde se usó benzoato bencílico (por ej., la formulación 5) y benzoato bencílico con etanol como agente tixotrópico (por ej., la formulación 7), respectivamente. En particular, y debido al comportamiento de aclareo de cizalladura, las formulaciones donde se usó benzoato bencílico como disolvente (por ej., la formulación 6) y benzoato bencílico con etanol como agente tixotrópico (por ej., la formulación 7) mostraron una significativa reducción de la fuerza de inyección, manteniendo al mismo tiempo unas viscosidades iguales o mayores que las formulaciones donde se usó benzoato bencílico (por ej., la formulación 5) a velocidad de cizalladura más baja, con lo que se mantuvo intacto el depósito tras la inyección en los animales.

Ejemplo 4

(No de la invención)

Se evaluó en una serie de soportes la fuerza de inyección requerida para dispensar soportes depósito. Cada una de las formulaciones que contenían PLGA RG502 a diversos porcentajes de peso se combinó con disolventes de la forma siguiente: 100% de benzoato bencílico, 75% en peso de benzoato bencílico, 25% en peso de alcohol bencílico; y 100% de alcohol bencílico. Se añadió la cantidad de disolvente necesaria para que la cantidad total de la formulación llegase al 100%, por ejemplo, si PLGA-502 se usó al 45% de peso, se usó se usó 55% del disolvente. Luego se puso a prueba las formulaciones para hallar la fuerza de inyección necesaria para hacer pasar las formulaciones por una aguja del calibre 24 a 1 ml/min, a temperatura ambiente. Como se ve en la figura 3, el alcohol bencílico ofrece flexibilidad para la formulación del soporte de depósito, haciendo posible así la formulación de soportes depósito con pesos moleculares de PLGA mucho mayores, manteniendo una fuerza de inyección razonablemente baja en comparación con formulaciones parecidas con contenido de benzoato bencílico. Además, para cualquier porcentaje determinado de PLGA-502 en la formulación, la fuerza de inyección disminuye a medida que aumenta el porcentaje de alcohol bencílico, como se aprecia en la Figura 4.

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Ejemplo 5

(No de la invención)

Se puso a prueba el comportamiento reológico de los soportes depósito formulados con el etanol como único agente tixotrópico con alcohol bencílico, como se explica en esta invención. Se preparó, según los procedimientos indicados en el Ejemplo 1, formulaciones de soportes con un contenido del 50% en peso de polímero (PLGA RG-502) y alcohol bencílico como disolvente, con un 5 y 10% de etanol como agente tixotrópico (por ej., las formulaciones 9 y 10), respectivamente. Con fines comparativos, se preparó también disolvente que contenía sólo alcohol bencílico (por ej., la formulación 8). En la Tabla 3 figura la lista de las formulaciones usadas en la prueba. Se sometió a una prueba de viscosidad las formulaciones 8, 9 y 10 a diferentes velocidades de cizallamiento. Como se indica en la Figura 5, se observó un comportamiento de aclareo de cizalladura más significativo cuando se usó el etanol como agente tixotrópico junto con el alcohol bencílico como disolvente (por ej., las formulaciones 9 y 10), en comparación con la formulación en la que se usó alcohol bencílico solo (por ej., la formulación 8).

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TABLA 3

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4

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Ejemplo 6

(No de la invención)

Se evaluó en las tres formulaciones identificadas en el Ejemplo 5 la fuerza de inyección necesaria para dispensar soportes depósito. Dichas formulaciones se inyectaron mediante una aguja del calibre 24 a 1 ml/min, a temperatura ambiente. Como se indica en la Figura 6, se observó una significativa reducción de la fuerza de inyección cuando se usó etanol como agente tixotrópico junto con el disolvente alcohol bencílico (por ej., las formulaciones 9 y 10), en comparación con las formulaciones en las que se usa alcohol bencílico solo (por ej., la formulación 8).

Ejemplo 7

Se puso a prueba el comportamiento reológico de soportes depósito formulados con etanol como agente tixotrópico junto con la mezcla de benzoato bencílico y alcohol bencílico tal como se explica en esta invención. Se prepararon las formulaciones soporte con un contenido de polímero de 50% en peso (PLGA RG-502) y la mezcla de benzoato bencílico y alcohol bencílico como disolvente con 5% y 10% de etanol como agente tixotrópico (por ej., las formulaciones 12-15), respectivamente, según los procedimientos indicados en el Ejemplo 1. Con fines comparativos, se preparó también la mezcla de disolvente sin etanol como agente tixotrópico (por ej., la formulación 11) En la Tabla 4 figura la lista de las formulaciones usadas en la prueba.

Se puso a prueba la viscosidad de la formulaciones 11-15 a diferentes velocidades de cizallamiento. Como se indica en las Figuras 7 y 8, se observó un comportamiento de aclareo de cizalladura más significativo cuando se usó etanol como agente tixotrópico junto con la mezcla de benzoato bencílico y alcohol bencílico como disolvente (por ej., las formulaciones 12 y 13 en la Figura 7 y las formulaciones 14 y 15 en la Figura 8), en comparación con la formulación en la que se usó la mezcla de benzoato bencílico y alcohol bencílico sin etanol como agente tixotrópico (por ej., la formulación 11).

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TABLA 4

5

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Ejemplo 8

Se evaluó en las tres formulaciones identificadas en el Ejemplo 7 la fuerza de inyección necesaria para dispensar soportes depósito. Dichas formulaciones se inyectaron mediante una aguja del calibre 24, a temperatura ambiente. Como se indica en las Figuras 9 y 10, se observó una significativa reducción de la fuerza de inyección cuando se usó etanol como agente tixotrópico junto con la mezcla de benzoato bencílico y alcohol bencílico como disolvente (por ej., las formulaciones 12 y 13 en la Figura 9 y las formulaciones 14 y 15 en la Figura 10), en comparación con la formulación en la que se usó la mezcla sin etanol como agente tixotrópico (por ej., la formulación 11). Debido al comportamiento de aclareo de cizalladura, las formulaciones con alcohol bencílico como disolvente y/o etanol como agente tixotrópico mostraron una significativa reducción de la fuerza de inyección, manteniéndose almismo tiempo igual o mayor que las formulaciones con benzoato bencílico solo a velocidad de cizalladura más baja, con lo que se mantuvo intacto el depósito tras la inyección en los animales.

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Ejemplo de referencia 9

Preparación de partículas hGH

Se prepararon partículas (que opcionalmente contenían acetato de cinc) de la hormona del crecimiento humano (hGH) de la manera siguiente:

Se concentró una solución de hGH (5 mg/ml) en agua (BresaGen Corporation, Adelaide, Australia) a 10 mg/mL mediante un aparato de diafiltrado de Concentración/Selector de Diálisis. Se lavó la solución diafiltrada de hGH con 5 veces su volumen de solución tampón de tris o fosfato (pH 7.6). A continuación se formaron partículas de hGH mediante secado por atomización o liofilización mediante técnicas convencionales. Se secaron por atomización soluciones tampón de fosfato (5 0 50 mM) con contenido de hGH (5 mg/mL) (y opcionalmente diversos niveles de acetato de cinc (0 a 30 mM) cuando se prepararon partículas complejas de Zn) mediante un secador Yamato Mini Spray usando los siguientes parámetros:

7

Se obtuvieron partículas hGH con un tamaño del orden de 2-100 micrones.

Se prepararon partículas liofilizadas a partir de soluciones tampón tris (5 o 50 mM: pH 7.6) con contenido de hGH (5 mg/mL) mediante un Liofilizador Durastop \muP de acuerdo con los siguientes ciclos de congelación y secado:

8

Ejemplo de referencia 10

Preparación de partículas de hGH-ácido esteárico

Se prepararon partículas de la hormona del crecimiento humano de la forma siguiente: se mezcló y molió hGH liofilizado (3,22 gramos, Pharmacia-Upjohn, Estocolmo, Suecia) y ácido esteárico (3,22 gramos, 95% puro, Sigma-Aldrich Corporation, St. Louis, MO). Se comprimió el material molido en un molde redondo de 13 mm, con una fuerza de 10.000 libras durante 5 minutos. Se molieron y pasaron las tabletas comprimidas por una criba de malla 70 seguida de una criba de malla 400 para obtener partículas de un tamaño del orden de 38-212 micrones.

Ejemplo de referencia 11

Preparación de partículas de ácido esteárico-bupivacaína

Se prepararon partículas de bupivacaína de la forma siguiente: se molió y pasó hidrocloruro de bupivacaína (100 gramos, Sigma-Aldrich Corporation, St. Louis, MO) por cribas de mallas de 63 -125 micrones. Se mezcló y molió partículas de bupivacaína y ácido esteárico (100 gramos, 95% puro, Sigma-Aldrich Corporation, St. Louis, MO). Se comprimió el material molido en un molde redondo de 13 mm, con una fuerza de 5.000 libras durante 5 minutos. Se molieron y pasaron las tabletas comprimidas por una criba de malla 120 seguida de una criba de malla 230 para obtener partículas de un tamaño del orden de 63-125 micrones.

Ejemplo de referencia 12

(No de la invención)

Carga de los fármacos

Se añaden partículas comprimidas que contienen agente benéfico/ácido esteárico preparado como se indica más arriba a un gel soporte en una cantidad de 10 - 20% en peso y se mezclan a mano hasta que el polvo húmedo se haya secado por completo. A continuación se mezcla totalmente la mezcla de partículas de color amarillo claro lechoso con la mezcla de gel de modo convencional, mediante un agitador mecánico Caframo que lleva incorporada una espátula metálica de punta cuadrada. Las formulaciones resultantes aparecen representadas en la Tabla 5 más abajo. Las formulaciones de gel finales se transfirieron a jeringuillas desechables de 3, 10 o 30 cc para almacenarlas o administrarlas.

TABLA 5

9

Se preparó un número representativo de geles implantables siguiendo los procedimientos de más arriba y se puso a prueba su descarga in vitro de agente benéfico como función de tiempo, y también en estudios in vivo en ratas para determinar la descarga del agente benéfico según determinen las concentraciones de suero o plasma sanguíneos del agente benéfico como función de tiempo.

Ejemplo 13

(No de la invención)

Estudios in vivo de hGH

Se llevaron a cabo estudios in vivo en ratas siguiendo un protocolo abierto para determinar los niveles de suero de hGH al administrar hGH de forma sistémica mediante los sistemas de implante de esta invención. Se cargaron formulaciones de hGH en gel depósito en jeringuillas desechables personalizadas de 0,5 cc. Se fijaron a las jeringuillas agujas desechables de 1'' del calibre 18 y se calentaron a 37ºC mediante un baño de circulación. Se inyectaron formulaciones de hGH en gel en ratas inmunosuprimidas y se tomaron muestras de suero 1 hora y 4 horas tras la inyección y en los días 1, 2, 4, 7, 10, 14, 21 y 28 tras la misma. Todas las muestras de suero se almacenaron a 4ºC previamente al análisis. Se analizaron las muestras para comprobar el contenido intacto de hGH mediante un ensayo radioinmune (RIA). Al finalizar el estudio se les practicó la eutanasia a las ratas para su observación clínica bruta y se recuperó el depósito para observar hasta qué punto se conservaba intacto.

Las Figuras 11 y 12 son ilustraciones de perfiles representativos de descarga in vivo de la hormona del crecimiento humano ("hGH") obtenida en ratas a partir de diversas composiciones depósito, incluidas las de la presente invención. Los perfiles de descarga in vivo de las formulaciones depósito con alcohol bencílico (por ej, las formulaciones 18 y 19) son comparables a las formulaciones de control (sin alcohol bencílico, por ej., las formulaciones 16 y 17). Así pues, las composiciones depósito de la presente invención reducen significativamente la fuerza de inyección sin poner en riesgo el perfil de descarga in vivo del agente benéfico.

Al finalizar el estudio (esto es, en el 28º día), se retiraron los depósitos de las ratas. Por lo general, por cada depósito inyectado en el animal se recuperó un depósito intacto de forma redonda, de una pieza.

Ejemplo 14

(No de la invención)

Estudios in vivo de Bupivacaína

Se llevaron a cabo estudios in vivo en ratas (4 por grupo) siguiendo un protocolo abierto para determinar los niveles de plasma de la bupivacaína al administrar bupivacaína de forma sistémica mediante los sistemas de implante de esta invención. Se cargaron formulaciones de bupivacaína en gel depósito en jeringuillas desechables personalizadas de 0,5 cc. Se fijaron a las jeringuillas agujas desechables del calibre 18 1'' y se calentaron a 37ºC mediante un baño de circulación. Se inyectaron formulaciones de bupivacaína en gel en ratas inmunosuprimidas, se tomaron muestras de sangre a intervalos de tiempo específicos (1 hora y 4 horas tras la inyección y en los días 1, 2, 5, 7, 9 y 14) y se hizo un análisis de bupivacaína usando LC/MS. Al finalizar el estudio se les practicó la eutanasia a las ratas para su observación clínica bruta y se recuperó el depósito para observar hasta qué punto se conservaba intacto.

Las Figuras 13, 14 y 15 son ilustraciones de perfiles representativos de descarga in vivo de bupivacaína obtenidos en ratas a partir de diversas composiciones depósito, incluidas las de la presente invención. Los perfiles de descarga in vivo de las formulaciones depósito con alcohol bencílico (por ej, las formulaciones 18 y 19) es comparable al de las formulaciones de control (sin alcohol bencílico, por ej., las formulaciones 16 y 17). Así pues, las composiciones depósito de la presente invención reducen significativamente la fuerza de inyección sin poner en riesgo el perfil de descarga in vivo del agente benéfico.

Al finalizar el estudio (esto es, en el 14º día), se retiraron los depósitos de las ratas. Por lo general, por cada depósito inyectado en el animal se recuperó un depósito intacto de forma redonda, de una pieza.

Ejemplo 15

(No de la invención)

Estabilidad de hGH en las formulaciones depósito

Se almacenaron formulaciones depósito de hGH en gel a 5ºC. En puntos predeterminados de tiempo, se trató la formulación depósito de hGH en gel (0.3 ml) con un disolvente orgánico enfriado (mezcla a 50/50 de metilencloruro/acetona, 5ºC, 3x3 ml) para extraer el polímero y los disolventes de la formulación depósito. Se disolvió el hGH resultante residual en una solución tampón PBS (2 ml, pH 7.4) y se analizó la pureza de hGH mediante cromatografía de exclusión (SEC). En la Figura 16 se representa la estabilidad de hGH en los diversas formulaciones depósito de hGH en gel, incluidas las de la presente invención, como función de tiempo a 5ºC. La estabilidad de hGH en las formulaciones depósito que contienen alcohol bencílico (por ej., las formulaciones 18 y 25) es comparable a las formulaciones de control sin alcohol bencílico (por ej., las formulaciones 16 y 17). Así pues, las formulaciones depósito de la presente invención reducen significativamente la fuerza de inyección sin poner en riesgo la estabilidad del agente benéfico.

Ejemplo 16

(No de la invención)

Parámetros que afectan la fuerza de inyección

Los siguientes parámetros afectan la fuerza de inyección para una formulación concreta a temperatura predeterminada: el radio de la jeringuilla (r), el radio interior de la aguja (R), la longitud de la aguja (L) y la velocidad de inyección (Q). El efecto de estos cuatro parámetros sobre la fuerza de inyección se determinó mediante un enfoque de diseño factorial fraccional (8 ensayos) con un punto cerca del centro para la confirmación. Los detalles del diseño aparecen resumidos en la Tabla 6 (ensayos 1-9). La fuerza de inyección se midió mediante la siguiente formulación (n = 3): el soporte que contenía PLGA RG502/BB/BA (40/45/15% en peso) se cargó con partículas de lisozima (10% en peso de 30 \mum). The correlación entre la fuerza de inyección and los parámetros de prueba se estableció mediante software JMP (que es muy parecido a la predicción Powe Law) de la manera siguiente:

11

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TABLA 6

12

Ejemplo 17

(No de la invención)

Efecto del tamaño y la carga de las partículas del fármaco en la fuerza de inyección de las formulaciones depósito

El tamaño de las partículas y la cantidad de carga del agente benéfico, esto es, el fármaco, son factores adicionales que afectan potencialmente la fuerza de inyección de la formulación depósito. Se usaron formulaciones depósito de lisozima en gel para determinar el efecto del tamaño y la carga de las partículas del fármaco sobre la fuerza de inyección de las formulaciones depósito. La fuerza de inyección de diversas formulaciones depósito de lisozima en gel de la presente invención que contenían diferentes cantidades (5-30% de carga) y tamaños de partículas (5-50 \mum) de lisozima se puso a prueba mediante agujas de 2'' del calibre 27. La velocidad de inyección en inyección se puso a 50 \mul/min. En la Tabla 7 aparecen resumidas las formulaciones que se sometieron a prueba. Como se ve en la Figura 17, la fuerza de inyección de las formulaciones depósito aumenta con el aumento de la carga de las partículas de fármaco. Con 10% en peso de carga de partículas, las fuerzas de inyección aumentan sobre un 50% en comparación con la formulación de gel correspondiente, independientemente de la composición de la formulación de gel. La fuerza de inyección aparece como proporcional a la cantidad de alcohol bencílico en la formulación de gel, lo que indica además que el alcohol bencílico reduce significativamente la fuerza de inyección de las formulaciones de gel depósito de la invención.

TABLA 7

13

Ejemplo de referencia 18

Preparación de la preformulación PDGF

Se prepararon diversas preformulaciones de factores de crecimiento derivado de las plaquetas (PDGF) de la manera siguiente:

Diálisis

Se prepararon para la diálisis las siguientes soluciones tampón:

Se preparó una solución tampón de histidina (10 \muM, pH 6, 2 L) de la forma siguiente: se pesó L-histidina (3.10 g) en un matraz aforado. Se añadió (2 L) de agua mili-Q (1.800 ml) al matraz y se removió la mezcla hasta que se disolvió lo sólido. Se añadió HCl (0,1 N, 8 ml), se comprobó el pH y se ajustó a 6. Se diluyó la solución con agua mili-Q hasta un volumen de 2 L. La solución tampón succinada (10 mM, pH 6, 2 L) se preparó de la forma siguiente. Se pesó ácido succínico (5,91 g) en un matraz aforado (250 ml) y se añadió agua mili-Q water (250 ml) hasta obtener una solución ácida succínica (0,2 M). Se midió una solución de NaOH (4g, 50% p/p) en un matraz aforado (250 ml) y se diluyó con agua mili-Q para obtener una solución de NaOH (0,2 M). Se mezcló la solución ácida succínica (0,2 M, 100 ml) con la solución de NaOH (0,2 M, 165 ml) y con agua mili-Q (1.600 ml) en un matraz aforado (2L), se comprobó el pH y se ajustó a 6. Se diluyó la solución con agua mili-Q hasta llegar a un volumen de 2 L.

Se descongeló una solución de carga PDGF-BB, esto es, una solución acuosa de PDGF en solución tampón de acetato, hasta ponerla a temperatura ambiente. Se diluyeron convenientemente diversos alícuotas de la solución PDGF-BB para una medición de absorción de UV mediante una cubeta de longitud de recorrido de 1 cm de 400 a 250 nm. Se registró la absorción a 280 nm y se corrigió la dispersión luminosa en una gama de 400 a 330 nm mediante una extrapolación de protocolo(absorción) vs. protocolo(longitud de onda). Se determinó la concentración de PDGF-BB mediante un coeficiente de extinction de 0.574 ml/mg*cm. Se concentró la solución PDGF-BB mediante un Sistema de Millipore Filter de Flujo Tangencial (que llevaba un depósito de (100 ml) y una membrana de celulosa regenerada Pellicon XL PLCCC 5000 MWCO), y se dividió la proteína en dos partes. Una mitad de la proteína se diafiltró contra la solución de histidina (10 mM, pH 6), y la otra mitad de la proteína se diafiltró contra la solución tampón de succinato (10 mM, pH 6), siguiendo las instrucciones del fabricante. Tras el diafiltrado, se diluyó convenientemente un alícuota de cada parte para medir la absorción, como se explica más arriba, y se analizó mediante fase inversa y cromatografía líquida de exclusión de alta presión (HPLC). La solución proteínica se eliminó del sistema TFF siguiendo las instrucciones de Millipore TFF.

Preformulación PDGF-BB

Se prepararon diversas pre-formulaciones de PDGF-BB añadiendo diferentes excipientes, por ej. sucrosa, tween 20, acetate de cinc o combinaciones de los mismos, a la solución PDGF-BB diafiltrada más arriba; se amortiguó la solución con histidina o bien con succinato para obtener la concentración final de PDGF-BB en la solución de aproximadamente 5 mg/ml (como consta en las Tablas 8 y 9). Dichas soluciones se liofilizaron en las condiciones descritas más abajo para conseguir las formulaciones secas dry PDGF-BB.

Liofilización

Se inició el ciclo de congelación por liofilización con un equilibrado de la temperatura de almacenamiento a 4ºC a 2,5ºC/min y se mantuvo a esta temperatura durante 30 minutos. Luego se bajó la temperatura a -50ºC a 2,5ºC/min y se mantuvo así durante 3 horas. Para el ciclo de secado primario se aplicó el vacío y se aumentó la temperatura de almacenamiento de la forma siguiente: (i) -20ºC a 0,14ºC/min durante 24 horas; (ii) -15ºC a 0,14ºC/min durante 24 horas; y (iii) 0ºC a 0,14ºC/min durante 12 horas. Para el segundo ciclo de secado se aumentó la temperatura de almacenamiento de la forma siguiente: (i) 20ºC a 0,14ºC/min durante 12 horas; y (ii) 30ºC a 0,14ºC/min durante 4 horas. Tras el secado, se bajó la temperatura de almacenamiento a 0ºC o 4ºC y se mantuvo en ese valor hasta que se quitó del instru-
mento. Se taparon los viales con tapones de almacenamiento, se detuvo el funcionamiento y se quitaron los viales.

Ejemplo 19

(No de la invención)

Estabilidad preliminar de preformulaciones PDGF en el gel soporte

Todas las formulaciones de proteínas liofilizadas que aparecen listadas en las Tablas 8 y 9, se mezclaron en un gel soporte con la composición de PLGA RG502/benzoato bencílico (BB)/alcohol bencílico (BA) de 40/45/15 con la carga de la formulación proteínica al 10% en peso aproximadamente. Tras almacenarlas a 5ºC durante 1 día, se extractaron las mezclas con una mezcla de disolvente orgánico de metilencloruro y acetona (proporción de 50/50), como se explica en el ejemplo 15 de más arriba. Se analizó la pureza de la PDGF-BB tanto mediante HPLC de fase inversa (rpHPLC) como por cromatografía de exclusión (SEC). Los datos de estabilidad de la formulación PDGF-BB después de mezclarse con el gel soporte aparecen resumidos las Tablas 8 y 9. En general, no se halló degradación distinguible alguna de la PDGF-BB en la formulación PDGF-BB una vez se le incorporaron los excipientes, como se explica en el Ejemplo 18, y una vez se la mezcló con el gel soporte de la presente invención.

TABLA 8

14

TABLA 9

15

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Ejemplo de referencia 20

Preparación de partículas de PDGF

Se prepararon formulaciones de PDGF-BB con sucrosa en solución tampón de histidina y sin sucrosa en solución tampón de succinato de manera parecida a la del ejemplo 18 de más arriba (Tabla 10), esto es: Descongelar la solución de carga PDGF-BB. Combinar la solución y medir el volumen en un cilindro graduado. Tomar un alícuota y diluirlo convenientemente para medir la absorción de UV. Registrar la absorción en una cubeta de longitud de recorrido de 1 cm de 400 a 250 nm. Registrar la absorción a 280 nm y corregir la dispersión luminosa en una gama de 400 a 330 nm mediante una extrapolación de protocolo(absorción) vs. protocolo(longitud de onda). Determinar la concentración de PDGF-BB mediante un coeficiente de extinción de 0,574 ml/mg cm. Mediante un Sistema de Millipore Filter de Flujo Tangencial dotado de un depósito de 100 ml y una membrana de celulosa regenerada Pellicon XL PLCCC 5000 MWCO, concentrar, si es necesario, y diafiltrar la mitad de la proteína contra 10 mM de histidina pH 6 y concentrar, si es necesario, y diafiltrar la otra mitad contra 10 mM de succinate pH 6, siguiendo las instrucciones de TFF. Tras el diafiltrado, quitar un alícuota de cada una, diluirla convenientemente para medir la absorción de UV y analizarla mediante fase inversa y cromatografía de exclusión HPLC. Quitar toda la solución proteínica del sistema TFF siguiendo las instrucciones de Millipore TFF. Para PDGF-BB en 10 mM de histidina, añadir sucrosa para que dé una proporción final de1:1 con la proteína (PDGF-BB a una concentración final de aproximadamente 5 mg/ml). Para la PDGF-BB en 10 mM de succinato pH 6, diluir con 10 mM de succinato para que dé una concentración final de proteína de aproximadamente 5 mg/ml. Se colocaron formulaciones alícuotas en viales de liofilización de vidrio y se liofilizaron en las condiciones descritas en el Ejemplo 18 para conseguir las formulaciones secas liofilizadas de PDGF-BB. Las formulaciones liofilizadas de PDGF-BB se molieron en un mortero hecho de ágata, al igual que su mano.
Las partículas molidas se pasaron por una criba US #230 (63 Pm) y se recogieron en una criba US #500 (25 \mum).

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TABLA 10

17

Ejemplo 21

(No de la invención)

Preparación de formulaciones depósito de PDGF

Las formulaciones depósito de PDGF se prepararon en dos pasos. El primero fue hacer las formulaciones de gel mediante el procedimiento descrito a continuación. Se depositaron cantidades convenientes de PLGA RG 502 y disolvente pre-irradiados en la cubeta de la mezcladora híbrida Keyence (hecha de polietileno de alta densidad (HDPE)). Se selló la cubeta de la mezcladora, se la colocó en la mezcladora híbrida (Modelo HM-501, Keyence Corp., Japón) y se le mezcló (5-10 minutos) a velocidad de mezclado (revolución 2.000 rpm, rotación 800 rpm).

La mezcla de partículas con el gel se llevó a cabo a temperatura ambiente en una jeringuilla de vidrio (10 ml o 25 ml). Primero, las partículas de PDGF y gel se pesaron y transfirieron a la jeringuilla. A continuación, las partículas de PDGF y la mezcla de gel se mezclaron por completo de modo convencional mediante un agitador mecánico Caframo que llevaba incorporada una espátula metálica de punta cuadrada. Las formulaciones resultantes aparecen reflejadas en la Tabla 11.

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TABLA 11

18

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Ejemplo 22

(No de la invención)

Estabilidad de PDGF en las formulaciones depósito

Se almacenaron formulaciones depósito de gel PDGF durante diferentes espacios de tiempo a 5, 25 y 40ºC, respectivamente. En puntos de tiempo predeterminados, se trató la formulación depósito de gel PDGF-BB (0,3 ml) con un disolvente orgánico enfriado (una mezcla al 50/50 de metilencloruro/acetona, a 5ºC, 3x3,0 ml). Se disolvió el PDGF-BB residual resultante en solución tampón PBS (ca. 2 ml, pH 7,4) y se analizó la puerza de la PDGF tanto por fase inversa HPLC (rpHPLC) como por cromatografía de exclusión (SEC) HPLC. En las Figuras 18-20 aparece representada la estabilidad de PDGF (% monómero por SEC) en las diversas formulaciones depósito, incluidas las de la presente invención, como función de tiempo a 5ºC (Figura 18), 25ºC (Figura 19) y 40ºC (Figura 20), respectivamente. En la Tabla 12 se resume la estabilidad química de PDGF probada por rpHPLC en las diversas formulaciones depósito, incluidas las de la presente invención, como función de tiempo a 5ºC, 25ºC y 40ºC, respectivamente. Como se ve en las Figuras 18-20 y en la Tabla 12, las formulaciones depósito de gel PDGF que contenían sucrosa mostraron sorprendentemente una buena estabilidad con una pérdida mínima de contenido de monómero y degradación química, en comparación con las formulaciones depósito de gel PDGF sin sucrosa, a todas las temperaturas medidas. La sucrosa tiene un efecto significativamente estabilizador sobre las diversas formulaciones depósito de la presente invención.

TABLA 12

19

20

Ejemplo 23

(No de la invención)

Descarga in vitro de PDGF desde las formulaciones depósito

La descarga in vitro de PDGF desde la formulación depósito de gel PDGF de la presente invención se llevó a cabo como sigue. Se cargó la formulación depósito de gel PDGF (80-120 mg) en una bolsita de té y se colocó en un frasco de centelleo de 20 mL, y se añadió al frasco el medio de descarga (5 mL de solución salina fosfatada (PBS) + 0.1% Tween 20, pH 7,4). Se incubó el frasco en un baño de agua a 37ºC agitándolo suavemente al mismo tiempo. En los 5 primeros días se renovó el medio diariamente, y luego dos veces a la semana hasta que se acabó la descarga. La cantidad de PDGF descargado desde el depósito se midió por cromatografía de exclusión (SEC) HPLC. Como se ve en la Figura 21, se obtuvo una descarga sostenida de PDGF desde las formulaciones depósito de la presente invención durante más de un mes.

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Referencias citadas en la descripción

Este listado de referencias citadas por el solicitante es únicamente para conveniencia del lector. Este no forma parte del documento de la patente europea. Aunque se ha tomado especial cuidado en la compilación de las referencias, no pueden excluirse errores u omisiones y la OEP no reconoce reclamaciones o responsabilidad en este sentido.

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Documentos de patentes citados en la descripción

\bullet US 5456679 A [0004]

\bullet US 5336057 A [0004]

\bullet US 5308348 A [0004]

\bullet US 5279608 A [0004]

\bullet US 5234693 A [0004]

\bullet US 5234692 A [0004]

\bullet US 5209746 A [0004]

\bullet US 5151093 A [0004]

\bullet US 5137727 A [0004]

\bullet US 5112614 A [0004]

\bullet US 5085866 A [0004]

\bullet US 5059423 A [0004]

\bullet US 5057318 A [0004]

\bullet US 4865845 A [0004]

\bullet US 4008719 A [0004]

\bullet US 3987790 A [0004]

\bullet US 3797492 A [0004]

\bullet US 5990194 A [0006] [0010] [0012]

\bullet US 5780044 A [0006] [0010] [0012]

\bullet US 5733950 A [0006] [0010] [0012]

\bullet US 5620700 A [0006]

\bullet US 5599552 A [0006]

\bullet US 5556905 A [0006]

\bullet US 5278201 A [0006]

\bullet US 5242910 A [0006] [0086] [0115]

\bullet US 4938763 A [0006]

\bullet WO 9827962 A [0006] [0010] [0012]

\bullet US 6130200 A [0010] [0011]

\bullet US 5656297 A [0010] [0121]

\bullet US 5654010 A [0010] [0121]

\bullet US 4985404 A [0010]

\bullet US 4853218 A [0010]

\bullet WO 9324150 A [0012]

\bullet WO 9827963 A [0012]

\bullet WO 0074650 A [0012]

\bullet WO 02067991 A [0012]

\bullet WO 03041685 A [0012]

\bullet WO 03041684 A [0012]

\bullet WO 03041757 A [0012]

\bullet US 4443340 A [0086]

\bullet US 5310865 A [0086]

\bullet US 5651986 A [0114]

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Documentos citados y que no corresponden a patentes

LAMBERT, W.J.; PECK, K.D. Development of an in situ forming bidegradable poly-lactide-co-glycolide system for controlled release of proteins. Journal of Controlled Release, 1995, vol. 33, 189-195 [0106]

Claims (29)

1. Composición depósito inyectable que comprende:

(a)

5% a 90% en peso de un polímero biodegradable, biocompatible basado en ácido láctico con un peso molecular medio del orden de 1.000 a aproximadamente 120,000;

(b)

un disolvente consistente en una mezcla de un alcohol aromático y un éster de un ácido aromático acid, disolvente que tiene una miscibilidad en agua menor o igual a 7% a 25ºC, y presente en una cantidad eficaz para plastificar el polímero y formar un gel con el mismo, donde el alcohol aromático tiene la fórmula estructural (I)

(I)Ar-(L)n-OH

en la que Ar is un grupo arilo o heteroarilo sustituido o no sustituido, n es cero o 1 y L es una fracción de enlace;

(c)

una cantidad tixotrópica de un agente tixotrópico mezclado con la solución polimérica eficaz para formar una composición tixotrópica, agente tixotrópico que se escoge del grupo formado por alcoholes que contienen 2-6 átomos de carbono y es una cadena lineal o ramificada, siendo dicha cantidad inferior al 15 por ciento en peso del peso combinado del disolvente y el agente tixotrópico; y

(d)

un agente benéfico.

2. La composición depósito inyectable de la reivindicación 1, donde el polímero es un copolímero de al menos dos de los siguientes monómeros: ácido láctico, ácido glicólico y caprolactona.

3. La composición depósito inyectable de la reivindicación 1, donde el polímero representa 10% a 85% en peso de la composición.

4. La composición depósito inyectable de la reivindicación 1, donde el polímero representa 20% a 75% en peso de la composición.

5. La composición depósito inyectable de la reivindicación 1, donde el polímero es un copolímero de ácido láctico y ácido glicólico.

6. La composición depósito inyectable de la reivindicación 5, donde el polímero es un copolímero de al menos dos de los siguientes monómeros: ácido láctico, ácido glicólico y caprolactona.

7. La composición depósito inyectable de la reivindicación 1, donde Ar es arilo o heteroarilo monocíclico, n es 1 y L es un alquileno que tiene de 1 a 6 átomos de carbono y contiene opcionalmente un heteroátomo.

8. La composición depósito inyectable de la reivindicación 7, donde Ar es arilo monocíclico y L es un alquileno que tiene de 1 a 6 átomos de carbono.

9. La composición depósito inyectable de la reivindicación 8, donde Ar es fenil y L es metileno.

10. La composición depósito inyectable de la reivindicación 1, donde el alcohol aromático es alcohol bencílico.

11. La composición depósito inyectable de una de las reivindicaciones precedentes, donde el alcohol aromático es alcohol bencílico y el éster de un ácido aromático es un éster de alquilo inferior o un éster de aralquilo de ácido benzoico.

12. La composición depósito inyectable de la reivindicación 11, donde el éster de un ácido aromático es benzoato bencílico, y el éster de alquilo inferior de un ácido aromático es benzoato etílico.

13. La composición depósito inyectable de una de las reivindicaciones precedentes, donde la proporción entre el alcohol aromático y el éster de un ácido aromático es del orden de 1% a 99% en peso.

14. La composición depósito inyectable de una de las reivindicaciones precedentes, donde la proporción entre el alcohol aromático y el éster de un ácido aromático es del orden de 20% a 80% en peso.

15. La composición depósito inyectable de la reivindicación 1, donde el polímero es un copolímero poli(láctido-co-glicólido) (PLGA), el disolvente está presente en 5% a 90% en peso, el agente tixotrópico es etanol y la cantidad de etanol es mayor o igual que el 0,01 por ciento en peso del peso combinado del disolvente y el agente tixotrópico.

16. La composición de la reivindicación 15, donde el alcohol aromático es alcohol bencílico.

17. La composición de la reivindicación 15, donde el alcohol aromático es alcohol bencílico y el éster de un ácido aromático es benzoato bencílico.

18. La composición depósito inyectable de una de las reivindicaciones precedentes, donde el agente tixotrópico es etanol.

19. La composición depósito inyectable de la reivindicación 18, donde la cantidad de etanol es mayor o igual que el 0,01 por ciento en peso y menor o igual que el 5 por ciento del peso combinado del disolvente y el agente tixotrópico.

20. La composición depósito inyectable de la reivindicación 19, donde la cantidad de etanol es mayor o igual que el 0,1 por ciento en peso y menor o igual que el 5 por ciento del peso combinado del disolvente y el agente tixotrópico.

21. La composición depósito inyectable de la reivindicación 20, donde la cantidad de etanol es mayor o igual que el 0,5 por ciento en peso y menor o igual que el 5 por ciento del peso combinado del disolvente y el agente tixotrópico.

22. La composición depósito inyectable de una de las reivindicaciones precedentes, que también incluye al menos uno de los siguientes: un formador de poros, un modulador de solubilidad para el agente benéfico y un agente osmótico.

23. La composición depósito inyectable de una de las reivindicaciones precedentes, donde el agente benéfico se escoge de entre un fármaco, proteínas, enzimas, hormonas, polinucleótidos, nucleoproteínas, polisacáridos, glicoproteínas, lipoproteínas, polipéptidos, esteroides, analgésicos, anestésicos locales, agentes antibióticos, agentes quimioterapéuticos, agentes inmunodepresivos, agentes antiinflamatorios, agentes antiproliferativos, agentes antimióticos, agentes angiogénicos, anticoagulantes, agentes fibrinolíticos, factores de crecimiento, anticuerpos, medicamentos oculares y metabolitos, análogos, derivados y fragmentos de los mismos.

24. La composición depósito inyectable de la reivindicación 23, donde el agente benéfico es una hormona del crecimiento.

25. La composición depósito inyectable de la reivindicación 23, donde el agente benéfico es un factor del crecimiento.

26. La composición depósito inyectable de la reivindicación 23, donde el agente benéfico está presente en una cantidad de 0.1% a 50% en peso de las cantidades combinadas del polímero, el disolvente y el agente benéfico.

27. La composición depósito inyectable de la reivindicación 23, donde el agente benéfico está en forma de partículas dispersas o disueltas en el gel viscoso.

28. La composición depósito inyectable de la reivindicación 27, donde el agente benéfico está en forma de partículas que tienen un tamaño medio de partícula de 0,1 a 250 micrones.

29. La composición depósito inyectable de la reivindicación 27, donde las partículas comprenden además un componente escogido del grupo compuesto por un agente estabilizador, un agente de carga, un agente quelante y un agente amortiguador.