由雙擠壓法製備的眼植入物的製作方法

2024-01-22 13:06:15 5

專利名稱：由雙擠壓法製備的眼植入物的製作方法
技術領域：
本發明涉及治療眼疾患的植入物和方法。具體而言本發明涉及通過向眼部區域或位置植入可生物蝕解的植入物而治療眼疾患的植入物和方法，所述植入物包括活性藥劑和可生物蝕解的聚合物基質，其中所述植入物由雙擠壓法製備。本發明的可生物蝕解的植入物具有變化的和延長的釋放速率，以在一段時間內改善一種或多種活性(治療性)藥劑的釋放動力學。

背景技術：
眼疾患是影響或涉及眼或眼的一部分或某些區域的疾病、不適或疾患。廣義地說，眼包括眼球和組成眼球的組織和液體、眼周圍肌(例如斜肌和直肌)和在眼球內或與眼球鄰近的視神經部分。前部眼疾患是影響或涉及前部(即眼的前部)眼部區域或位置，如眼周圍肌、眼瞼或位於晶狀體囊後壁或睫狀肌之前的眼球組織或液體的疾病、不適或疾患。因此，前部眼疾患主要影響或涉及結膜、角膜、結膜、前房、虹膜、後房(在視網膜後但在晶狀體囊後壁前)、晶狀體或晶狀體囊和使前部眼部區域或位置血管化或受神經支配的血管和神經。後部眼疾患是主要影響或涉及後部眼部區域或位置的疾病、不適或疾患，後部眼部區域或位置為例如脈絡膜或鞏膜(在穿過晶狀體囊後壁的平面的後方的部位)、玻璃體、玻璃體房、視網膜、視神經(即視神經盤)和使後部眼部區域或位置血管化或受神經支配的血管和神經。
因此，後部眼疾患可包括的疾病、不適或疾患例如黃斑變性(如非滲出性年齡相關黃斑變性和滲出性年齡相關黃斑變性)、脈絡膜新生血管形成、急性黃斑視神經視網膜病變、黃斑水腫(如囊樣黃斑水腫和糖尿病性黃斑水腫)、貝切特病、視網膜病、糖尿病性視網膜病(包括增殖性糖尿病性視網膜病)、視網膜動脈閉塞病、視網膜中央靜脈閉塞、葡萄膜炎視網膜病、視網膜脫離、影響後部眼位置或部位的眼創傷、由眼部雷射治療引起或受其影響的後部眼疾患、由光動力療法、光凝固術、放射性視網膜病、視網膜前膜病、視網膜分支靜脈閉塞、前部缺血性視神經病、非視網膜病糖尿病性視網膜功能障礙、色素性視網膜炎和青光眼引起或受其影響的後部眼疾患。青光眼可被認為是後部眼疾患，因為其治療目的是防止由於視網膜細胞或視神經細胞的損害或喪失導致的視力喪失或減少出現視力喪失的機率(即神經保護)。
前部眼疾患可包括的疾病、不適或疾患例如無晶狀體、假晶狀體、散光、瞼痙攣、白內障、結膜病、結膜炎、角膜病、角膜潰瘍、乾眼症候群、眼瞼病、淚器病、淚管阻塞、近視、老視、瞳孔異常、屈光異常和斜視。青光眼也可認為是前部眼疾患，因為青光眼治療的臨床目的可為降低眼的前房內的房水高壓(即降低眼內壓)。
本發明關注並涉及治療眼疾患的植入物和方法，所述眼疾患例如前部眼疾患或後部眼疾患或既可被表徵為前部眼疾患又可被表徵為後部眼疾患的眼疾患。
可用於治療眼疾患的治療化合物包括具有例如抗腫瘤、抗新生血管形成、激酶抑制、抗膽鹼能、抗腎上腺素能和/或抗炎活性的活性藥劑。
例如年齡相關黃斑變性(「AMD」)等的黃斑變性是世界範圍內失明的首要原因。估計有一千三百萬美國人具有黃斑變性的症狀。黃斑變性導致黃斑損壞，黃斑為負責閱讀或駕駛所需的敏銳直接視覺的視網膜光敏感部分。中央視覺受到的影響尤其大。黃斑變性在診斷上被分為乾性(萎縮性)或溼性(滲出性)。乾性黃斑變性比溼性黃斑變性更為常見，大約90％的AMD患者被診斷為乾性AMD。溼性的該疾病通常會導致更嚴重的視力喪失。黃斑變性可產生緩慢或突然的無痛性視力喪失。黃斑變性的原因並不清楚。乾性AMD可由黃斑組織的老化和變薄、色素在黃斑上的沉積導致或由這兩個過程一起導致。患溼性AMD時，新生血管在視網膜下生長並滲漏血液和體液。這種滲漏導致視網膜細胞死亡並在中央視覺中產生盲點。
黃斑水腫(「ME」)可導致黃斑的腫脹。水腫是由視網膜血管的滲出液導致的。血液由脆弱的血管壁滲漏到黃斑富含視錐細胞的小塊區域中，視錐細胞是白晝視覺所依賴的辨別顏色的神經末梢。於是在中央視覺區的中間或僅在其側邊就會出現模糊。視力喪失可在幾個月的時間內發展。視網膜血管閉塞、眼炎和年齡相關黃斑變性均與黃斑水腫有關。黃斑也可被白內障摘除後的腫脹所影響。ME的症狀包括中央視覺模糊、視覺扭曲、粉紅色視覺和光敏感。ME的病因可包括視網膜靜脈閉塞、黃斑變性、糖尿病性黃斑滲漏、眼炎、原發性中心性漿液性脈絡膜視網膜病變、前部或後部葡萄膜炎、睫狀體扁平部炎(parsplanitis)、色素性視網膜炎、放射性視網膜病、後部玻璃體脫離、視網膜前膜形成、原發性視網膜旁中心凹毛細血管擴張症、Nd:YAG晶狀體囊切開術或虹膜切開術。一些ME患者可能有局部使用腎上腺素或前列腺素類似物治療青光眼的歷史。ME的首選治療方法通常是局部使用抗炎滴劑。
黃斑水腫是視網膜對於各種損害的一種非特異性反應。它與多種疾病有關，所述疾病包括葡萄膜炎、視網膜血管異常(糖尿病性視網膜病變和視網膜靜脈閉塞疾病)、白內障手術的後遺症(白內障後囊樣黃斑水腫)、黃斑視網膜前膜以及遺傳性或獲得性視網膜變性。黃斑水腫還與毛細血管內皮水平上的內部血視網膜屏障的損壞有關，產生異常的視網膜血管滲透性以及向鄰近視網膜組織的滲漏。由於液體累積而使黃斑變厚，導致嚴重的視敏度障礙(Ahmed I，Ai E.Maculardisorderscystoid macular oedema.InYanoff M，Duker JS，eds.Ophthalmology.LondonMosby；199934；Dick J，Jampol LM，HallerJA.Macular edema.InRyan S，Schachat AP，eds.Retina.3rded.St.Louis，MOCV Mosby；2001，v2，Section 2 chap57967-979)。
黃斑水腫可發生於在許多年時間內產生累積性損傷的疾病中，例如糖尿病性視網膜病，或者黃斑水腫是例如視網膜中央靜脈閉塞或視網膜分支靜脈閉塞等的較急性的病變的結果。
在有些情況下，黃斑水腫可能會自發地消退或由於短期治療而消退。黃斑水腫的療法選擇取決於該疾患的病因和嚴重程度。目前對於黃斑水腫還沒有獲得認可的藥物療法。聚焦/格柵雷射光凝固術顯示可有效地防止因糖尿病性視網膜病的黃斑水腫而產生的中度視力喪失(Akduman L，Olk RS.The early treatment diabetic retinopathystudy.InKertes PS，Conway MD，eds.Clinical trials inophthalmologya summary and practice guide.Baltimore，MDLippincott Williams & Wilkins；199815-35；Frank RN.Etiologicmechanisms in diabetic retinopathy.InRyan S，Schachat AP，eds.Retina.3rd ed.St.Louis，MOCV Mosby；2001，v2，Section2，chap 711259-1294)。氬雷射光凝固術可增加改善因視網膜分支靜脈閉塞(BRVO)的黃斑水腫患者視力的可能性(Orth D.The branchvein occlusion study.InKertes P，Conway M，eds.Clinicaltrials in ophthalmologya summary and practice guide.Baltimore，MDLippincott Williams & Wilkins；1998113-127；Fekrat S，Finkelstein D.The Central Vein Occlusion Study.InKertes PS，Conway MD，eds.Clinical trials in ophthalmologya summary andpractice guide.Baltimore，MDLippincott Williams & Wilkins；1998129-143)，但不能增加改善因視網膜中央靜脈閉塞(CRVO)的黃斑水腫患者視力的可能性(Fekrat and Finkelstein 1998，supra；Clarkson JG.Central retinal vein occlusion.InRyan S，Schachat AP，eds.Retina.3rd ed.St.Louis，MOCV Mosby；2001，v2，chap 751368-1375)。對於CRVO，還沒有已知有效的療法。
抗炎(即免疫抑制)藥劑可用於例如後部眼疾患等的眼疾患的治療，後部眼疾患涉及例如葡萄膜炎或黃斑水腫等的炎症。因此，局部給予或口服糖皮質激素已被用於治療葡萄膜炎。局部給藥和口服給藥的一個主要問題是藥物不能達到足量(即治療性)的眼內濃度。參見例如Bloch-Michel E.(1992).Opening addressintermediateuveitis，In Intermediate Uveitis，Dev.Ophthalmol，W.R.F.

et al.editors.，BaselKarger，231-2；Pinar，V.，et al.(1997).Intraocular inflammation and uveitis」in Basic and ClinicalScience Course.Section 9(1997-1998)San FranciscoAmericanAcademy of Ophthalmology，pp.57-80，102-103，152-156；

W.(1992).Clinical picture of intermediate uveitis，InIntermediate Uveitis，Dev.Ophthalmol.W.R.F.

et al.editors.，BaselKarger，2320-7；and Cheng C-K et al.(1995).Intravitreal sustained-release dexamethasone device in thetreatment of experimental uveitis，Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.36442-53。
全身性糖皮質激素給藥可單獨應用或與局部糖皮質激素給藥相結合應用以治療葡萄膜炎。但是，經常需要延長暴露於高血漿類固醇濃度時間(以1mg/kg/天的量給藥2-3周)以在眼內達到治療水平。
不幸的是，上述的高血漿藥物水平通常會導致全身性的副作用，例如高血壓、高血糖、易感染性增加、消化性潰瘍、精神病及其他併發症。Cheng C-K et al.(1995).Intravitreal sustained-releasedexamethasone device in the treatment of experimental uveitis，Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.36442-53；Schwartz，B.(1966).The response of ocular pressure to corticosteroids，Ophthalmol.Clin.North Am.6929-89；Skalka，H.W.et al.(1980).Effectof corticosteroids on cataract formation，Arch Ophthalmol981773-7；和Renfro，L.et al.(1992).Ocular effects oftopical and systemic steroids，Dermatologic Clinics 10505-12。
此外，由於藥物對眼內組織的暴露受到限制，對於血漿半衰期短的藥物而言，將治療量的活性藥劑送遞至眼部縱使可能也很困難。因此，為治療後部眼疾患的更有效的藥物送遞方法是將藥物直接置於眼內，例如直接置於玻璃體內。Maurice，D.M.(1983).Micropharmaceutics of the eye，Ocular Inflammation Ther.197-102；Lee，V.H.L.et al.(1989).Drug delivery to theposterior segment」Chapter 25 In Retina.T.E.Ogden and A.P.Schachat eds.，St.LouisCV Mosby，Vol.1，pp.483-98；和Olsen，T.W.et al.(1995).Human scleral permeabilityeffects of age，cryotherapy，transscleral diode laser，and surgical thinning，Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.361893-1903。
例如玻璃體內注射藥物等技術顯示出了有希望的結果，但是由於活性藥物眼內半衰期很短，例如糖皮質激素(約為3小時)，必須頻繁重複玻璃體內注射以維持藥物治療水平。結果這種重複過程增加了例如視網膜剝離、眼內炎和白內障的副作用的可能。Maurice，D.M.(1983).Micropharmaceutics of the eye，Ocular Inflammation Ther.197-102；Olsen，T.W.et al.(1995).Human scleral permeabilityeffects of age，cryotherapy，transscleral diode laser，andsurgical thinning，Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.361893-1903；和Kwak，H.W.and D′Amico，D.J.(1992).Evaluation of theretinal toxicity and pharmacokinetics of dexamethasone afterintravitreal injection，Arch.Ophthalmol.110259-66。
此外，由於長期全身性藥物暴露後遺症相關的毒性和長期副作用，局部、全身性和眼周糖皮質激素治療必須被嚴密監測。Rao，N.A.etal.(1997).Intraocular inflammation and uveitis，In Basic andClinical Science Course.Section 9(1997-1998)San FranciscoAmerican Academy of Ophthalmology，pp.57-80，102-103，152-156；Schwartz，B.(1966).The response of ocular pressure tocorticosteroids，Ophthalmol Clin North Am 6929-89；Skalka，H.W.and Pichal，J.T.(1980).Effect of corticosteroids on cataractformation，Arch Ophthalmol 981773-7；Renfro，L and Snow，J.S.(1992).Ocular effects of topical and systemic steroids，Dermatologic Clinics 10505-12；Bodor，N.et al.(1992).Acomparison of intraocular pressure elevating activity ofloteprednol etabonate and dexamethasone in rabbits，Current EyeResearch 11525-30。
美國專利6,217,895討論了將皮質類固醇給藥至眼後段的方法，但沒有公開可生物蝕解的植入物。
美國專利5,501,856公開了將眼內植入物的控釋藥物製劑在外科手術後應用於眼內，以治療視網膜/玻璃體病症或青光眼。
美國專利5,869,079公開了在可生物降解的緩釋植入物中的親水性和疏水性實體的組合，並描述了含有地塞米松的聚乳酸聚乙醇酸(PLGA)共聚物植入物。據藥物釋放動力學的體外測試顯示，除非在配方中加入例如HPMC的促釋放劑，否則所公開的100-120μg的50/50PLGA/地塞米松植入物直至第四周開始時才顯示出明顯的藥物釋放。
美國專利No.5,824,072公開了用於植入至眼脈絡膜周隙或無血管區域的植入物，並描述了含有地塞米松的甲基纖維素(即不可生物降解的)植入物。WO9513765公開了為治療目的用於植入至眼脈絡膜上或無血管區域的含活性藥劑的植入物。
美國專利4,997,652和5,164,188公開了含有微囊化藥物的可生物降解的眼植入物，並描述了將含有氫化可的松琥珀酸鹽的微囊植入至眼後段。
美國專利5,164,188公開了用於植入至眼脈絡膜上的包封化藥劑，並描述了將含有氫化可的松的微囊和藥片置於睫狀體扁平部。美國專利No.5,443,505和5,766,242公開了用於植入至眼脈絡膜周隙或無血管區域的含有活性藥劑的植入物，並描述了將含有氫化可的松的微囊和藥片置於睫狀體扁平部。
Zhou等人公開了用於眼內治療增殖性玻璃體視網膜病變(PVR)的含有5-氟尿苷、曲安西龍和重組人組織纖溶酶原激活劑的多藥物植入物。Zhou，T，et al.(1998).Development of a multiple-drugdelivery implant for intraocular management of proliferativevitreoretinopathy，Journal of Controlled Release 55281-295。
美國專利6,046,187討論了在患者某一部位給予局部麻醉劑之前、同時或之後，通過給予一種或多種糖皮質類固醇藥劑調節局部麻醉劑的方法和組合物。
美國專利3,986,510討論了具有被可生物蝕解的控制藥物釋放速率的材料限制的一個或多個內部藥物製劑貯庫的眼植入物，所述控制藥物釋放速率的材料的形狀適於插入和保留於「眼囊區」(「sac of theeye」)或置於眼角膜區之上，所述「眼囊區」以眼球鞏膜的球結膜表面和眼瞼的瞼結膜為邊界示出。
美國專利6,369,116討論插入至鞏膜瓣的具有釋放調節物的植入物。
EP 0 654256討論了在玻璃體手術後使用鞏膜塞塞住切口。
美國專利4,863,457討論了使用可生物蝕解植入物，通過將植入物置於結膜之下和鞏膜之上的結膜下區或置於部分厚度鞏膜瓣內的鞏膜內，來防止青光眼過濾術的失敗。
EP 488401討論了由某些聚乳酸製成的眼內植入物，將其在外科手術後應用於眼內以治療視網膜/玻璃體病症或青光眼。
EP 430539討論了插入於脈絡膜上的可生物蝕解植入物的使用。
美國專利6,726,918討論了用於治療炎症介導的眼疾患的植入物。
值得注意的是，已知含有活性藥劑的可生物蝕解聚合物的PLGA共聚物製劑通常以特徵性S型的釋放曲線(以時間相對活性藥劑的總釋放百分比來看)來釋放活性藥劑，也就是說，先會有一個相對長的初始延遲期(第一釋放相)，在這期間活性藥劑即使釋放其釋放量也很小，然後是一個呈很高正斜率的時期，在這期間釋放大部分活性藥劑(第二釋放相)，接著是又一個接近水平的(第三)釋放相，在這期間藥物釋放達到平臺期。
在玻璃體內注射給藥的另一種方案是在鞏膜下或結膜下隙內或脈絡膜周隙內放置可生物蝕解植入物，如下列文獻所述Lee的U.S.4,863,457；Wong等人的WO 95/13765；Wong等人的WO 00/37056；Wong的EP 430,539；Gould et al.，Can.J.Ophthalmol.29(4)168-171(1994)和Apel et al.，Curr.Eye Res.14659-667(1995)。
此外，例如Ohtori等人的U.S.5,501,856和Ogura的EP 654,256的文獻公開了藥物由聚丙交酯/聚乙交酯(PLGA)共聚物向玻璃體內的受控釋放。
最近的實驗性工作證實未封端(uncapped)PLGA比封端(end-capped)PLGA降解得快(Park et al.，J.Control.Rel.55181-191(1998)；Tracy et al.，Biomaterials 201057-1062(1999)；和Jong et al.，Polymer 422795-2802(2001)。因此，製備了含有未封端和封端PLGA的混合物的植入物以調節藥物釋放。例如，Vaughn等人的美國專利6,217,911(『911)和Setterstrom等人的美國專利6,309,669(『669)公開了藥物從未封端和封端PLGA共聚物的混合物中釋放以減少藥物的初始突發釋放。在『911專利中，組合物送遞從溶劑萃取法製備的PLGA微球或從溶劑蒸發法製備的PLGA微囊中釋放的非類固醇抗炎藥物達24小時至2個月的時間。在『669專利中，組合物送遞從PLGA微囊中釋放的各種藥物達1-100天的時間。通過口服或以水性可注射製劑的形式給予PLGA微球或微囊。如上所述，口服給予的藥物向眼中的分配不佳。此外，由於眼睛是一個閉合空間(有限體積)，眼內壓的範圍須嚴格保持，所以應避免使用水性可注射藥物組合物(用於注射至眼內)。注射液向眼內的給藥可能使眼內體積增加到產生病理性眼內壓的程度。
例如地塞米松等的有效的皮質類固醇通過抑制水腫、纖維蛋白沉積、毛細血管滲漏和吞噬細胞遷移這些炎性反應的所有主要特徵來抑制炎症。皮質類固醇阻礙前列腺素的釋放，一些前列腺素被認為是囊樣黃斑水腫的介質(Leopold IH.Nonsteroidal and steroidalanti-inflammatory agents.InSears M，Tarkkanen A，eds.Surgicalpharmacology of the eye.New York，NYRaven Press；198583-133；Tennant JL.Cystoid maculopathy125 prostaglandins inophthalmology.InEmery JM，ed.Current concepts in cataractsurgeryselected proceedings of the fifth biennial cataractsurgical congress，Section 3.St.Louis，MOCV Mosby；1978；360-362)。此外，包括地塞米松在內的皮質類固醇已顯示可抑制血管內皮生長因子(VEGF)的表達，血管內皮生長因子是一種可明顯提高血管滲透性的細胞因子(Nauck M，Karakiulakis G，Perruchoud AP，Papakonstantinou E，Roth M.Corticosteroids inhibit theexpression of the vascular endothelial growth factor gene inhuman vascular smooth muscle cells.Eur J Pharmacol1998；341309-315)。
目前，通過常規途徑給藥使用地塞米松在治療包括黃斑水腫在內的視網膜病症方面獲得的效果有限，這很大程度上是因為在不產生毒性的前提下無法在眼後段送遞和維持足夠的藥物量。在地塞米松局部給藥後，僅有約1％能到達眼前段，在這1％中又僅有一部分能遷移進入後段(Lee VHL，Pince KJ，Frambach DA，Martini B.Drug delivery tothe posterior segment.InOgden TE，Schachat AP，eds.Retina.St.Louis，MOCV Mosby，1989，chap 25483-498)。雖然地塞米松的玻璃體內注射已被使用，但是由於藥物在眼內的半衰期約為3小時，所以暴露於藥物的時間很短(Peyman GA，Herbst R.Bacterialendophthalmitis.Arch Ophthalmol 1974；91416-418)。地塞米松的眼周注射和筋膜下(sub-Tenon)注射也僅具有短期療效(Riordan-EvaP，Lightman S.Orbital floor steroid injections in the treatmentof uveitis.Eye 1994；8(Pt1)66-69；Jennings T，Rusin M，TesslerH，Cunha-Vaz J.Posterior sub-Tenon′s injections ofcorticosteroids in uveitis patients with cystoid macular edema.Jpn J Ophthalmol 1988；32385-391)。
常規眼用地塞米松製劑所列不良反應包括高眼壓、青光眼、後段囊下白內障形成和由包括單純性皰疹在內的病原體所致的二次眼感染(Lee et al，1989 supra；Skalka HW，Prchal JT.Effect ofcorticosteroids on cataract formation.Arch Ophthalmol1980；981773-1777；Renfro L，Snow JS。Ocular effects of topicaland systemic steroids.Dermatol Clin 1992；10(3)505-512；Physician′s Desk Reference，2003)。全身性劑量涉及其他危險的副作用，包括高血壓、高血糖、易感染性增加和消化性潰瘍(Physician′s Desk Reference，2003)。
通過將藥物直接送遞至玻璃體腔內，可以繞過血眼屏障並可在全身毒性的危險最小的情況下達到眼內的治療水平(Lee et al，1989supra)。這種給藥途徑通常導致半衰期短，除非使用可提供緩釋的製劑來送遞藥物。
所以，用於向眼部區域送遞治療藥劑的可生物降解植入物可以對被眼部醫學疾患困擾的患者提供有意義的醫學救助。



圖1顯示在將含有350μg地塞米松的壓制和擠壓的可生物降解植入物植入至兔眼的後段之後，在42天的時間內兔眼玻璃體內地塞米松的體內濃度。
圖2顯示在將含有350μg地塞米松和700μg地塞米松的壓制和擠壓的可生物降解植入物植入至兔眼的後段之後，在42天的時間內兔眼玻璃體內地塞米松的體內累計釋放百分比。
圖3顯示在將含有350μg地塞米松的壓制和擠壓的可生物降解植入物植入至兔眼的後段之後，在42天的時間內兔眼房水內地塞米松的體內濃度。
圖4顯示在將含有350μg地塞米松的壓制和擠壓的可生物降解植入物植入至兔眼的後段之後，在42天的時間內血漿(來自兔血液樣本)內地塞米松的體內濃度。
圖5顯示在將含有700μg地塞米松的壓制和擠壓的可生物降解植入物植入至兔眼的後段之後，在42天的時間內兔眼玻璃體內地塞米松的體內濃度。
圖6顯示在將含有700μg地塞米松的壓制和擠壓的可生物降解植入物植入至兔眼的後段之後，在42天的時間內兔眼房水內地塞米松的體內濃度。
圖7顯示在將含有700μg地塞米松的壓制和擠壓的可生物降解植入物植入至兔眼的後段之後，在42天的時間內血漿(來自兔血液樣本)內地塞米松的體內濃度。
圖8顯示在將含有350μg地塞米松和700μg地塞米松的壓制和擠壓的可生物降解植入物植入至兔眼的後段之後，在42天的時間內兔眼玻璃體內地塞米松的體內濃度。
圖9顯示地塞米松從60/40w/w的地塞米松/PLGA植入物向37℃的鹽溶液中體外釋放的總累計釋放百分率，所述植入物分別具有下列的重量比例40∶0疏水末端∶親水末端的PLGA(312-140-2)、30∶10疏水末端∶親水末端的PLGA(312-140-4)、20∶20疏水末端∶親水末端的PLGA(312-140-3)和0∶40疏水末端∶親水末端的PLGA(312-140-1)。
圖10比較了六組擠壓植入物在37℃向鹽溶液中體外釋放地塞米松的累計釋放百分率，所述擠壓植入物含有60％重量比的地塞米松、30％重量比的親水末端PLGA和10％重量比的疏水末端PLGA。
圖11為說明用於製備本發明範圍內的眼植入物的壓片法、單擠壓法和雙擠壓法的製備工藝流程圖。
圖12為顯示用壓片法或單擠壓法製備的眼植入物在體外隨時間釋放地塞米松的累計釋放量的圖。
圖13是用壓片法或單擠壓法製備的DEX PS DDS植入物的掃描電子顯微照相(SEM)圖片。
圖14顯示了由未研磨或研磨的PLGA製備的植入物的批次間和批次內％LC(總地塞米松的百分比)的差異性的兩張圖。
圖15是顯示地塞米松從由單擠壓法或雙擠壓法製備的DEX PS DDS植入物體外釋放的圖。
圖16為說明用於製備本發明範圍內的眼植入物的雙擠壓法製備工藝的流程圖。
圖17提供了用於植入本發明範圍內的眼植入物的給藥裝置(applicator)的剖面側視圖。


發明內容
定義 本文所使用的下列術語具有如下的含義 「大約」意為近似或接近，在本文所提出的數值或範圍的上下文中意為所引用或宣稱的數值或範圍的±10％。
「活性藥劑」和「藥物」可互換使用，指的是任何用於治療眼疾患的物質。
「可生物蝕解聚合物」意為可在體內降解的聚合物，其中需要聚合物隨時間的蝕解能獲得根據本發明的活性藥劑釋放動力學。因此通過聚合物溶脹而釋放藥物的水凝膠，例如甲基纖維素，被特別地排除在術語「可生物蝕解(或可生物降解)聚合物」之外。詞語「可生物蝕解」和「可生物降解」是同義詞，在本文中可互換使用。
「等價於地塞米松的濃度」或「地塞米松等價濃度」意為例如類固醇抗炎藥劑等的活性藥劑的某一濃度，該濃度在體內需具有與一定劑量的地塞米松近似相同的效力。例如，氫化可的松大約比地塞米松的效力低25倍，因此25mg劑量的氫化可的松應等價於1mg劑量的地塞米松。本領域普通技術人員應可以通過本領域已知的一些標準測試之一來測定某一具體的類固醇抗炎藥劑等價於地塞米松的濃度。選定的皮質類固醇的相對效力可見於例如Gilman，A.G.，et al，eds.(1990).Goodmanand Gilman′sThe Pharmacological Basis of Therapeutics.8thEdition，Pergamon PressNew York，p.1447。
「累計釋放曲線」意為活性藥劑從植入物在體內隨時間釋放至眼部區域或位置或在體外隨時間釋放至特定的釋放介質中的累計總百分比。
「青光眼」意為原發性、繼發性和/或先天性青光眼。原發性青光眼可包括開角型和閉角型青光眼。繼發性青光眼可以例如損傷、炎症、血管疾病和糖尿病等的多種其他疾患的併發症形式出現。
「炎症介導」在涉及到眼疾患時意為可由使用抗炎藥劑的治療獲益的任何眼疾患，意為包括但不限於葡萄膜炎、黃斑水腫、急性黃斑變性、視網膜剝離、眼腫瘤、真菌或病毒感染、多灶性脈絡膜炎、糖尿病性葡萄膜炎、增殖性玻璃體視網膜病變(PVR)、交感性眼炎、伏格特-小柳-原田(VKH)症候群、組織胞漿菌病和葡萄膜彌散(uvealdiffusion)。
「損傷」或「損害」可互換使用，指的是由例如炎症的炎性介導疾患導致的細胞或形態表象或症狀。
「在體外無限沉降條件下測量」意為測量體外藥物釋放的測定，其中設計該實驗以使得藥物在受體介質中的濃度從不超過5％的飽和度。合適的測定的實例可見於例如USP 23；NF 18(1995)pp.1790-1798。
「眼疾患」意為影響或涉及眼或眼的某個或一部分區域的疾病、不適或疾患，例如視網膜疾病。眼包括眼球和組成眼球的組織和液體、眼周圍肌(例如斜肌和直肌)和在眼球內或與眼球鄰近的視神經部分。「眼疾患」與「眼部醫學疾患」為同義詞。
「多個」意為兩個或兩個以上。
「後部眼疾患」意為影響或涉及後部眼部區域或位置的疾病、不適或疾患，後部眼部區域或位置為例如脈絡膜或鞏膜(在穿過晶狀體囊後壁的平面的後方的部位)、玻璃體、玻璃體房、視網膜、視神經(即視神經盤)和使後部眼部區域或位置血管化或受神經支配的血管和神經。
「類固醇抗炎藥劑」和「糖皮質激素」在本文中可互換使用，意在包括當以治療有效水平給藥時可減輕炎症的類固醇藥劑、化合物或藥物。
「基本上」在涉及活性藥劑從可生物蝕解植入物中釋放的釋放曲線或釋放特性時，例如在活性藥物從植入物釋放速率為「基本上持續速率」短語中時，意為釋放速率(即活性藥劑釋放的量/單位時間)在選定時間段(即若干天內)內的變化不會大於100％，優選地變化不大於50％。「基本上」在涉及將活性藥劑混合、摻和或分散至聚合物中時，例如在短語「基本上均勻分散」中時，意為在這樣的分散系中沒有或基本上沒有活性藥劑的顆粒(即聚集體)。
「適於插入(或植入)於(或至)眼部區域或位置」在涉及植入物時，意為植入物的大小(尺寸)使其可被插入或植入，而對被植入或插入植入物的患者不會引起過份的組織損害，也不會對患者目前的視力造成不適當的物理幹擾。
「治療水平」或「治療量」意為被局部送遞至眼部區域的活性藥劑的一定量或濃度，該量或濃度適於安全地治療眼疾患以減輕或預防眼疾患的症狀。
本文中使用的縮寫的含義解釋如下 術語 含義 1H-NMR 質子核磁共振 ABS聚丙烯腈-丁二烯-苯乙烯 ACC前房細胞 ALT丙氨酸氨基轉移酶 API活性藥物成分 AVC前玻璃體細胞 BCVA 最佳矯正視力 BI Boehringer Ingelheim公司 BRVO 視網膜分支靜脈閉塞 BSE牛海綿狀腦病 BVOS 分支靜脈閉塞研究 B/N批號 ℃ 攝氏度 CA 加利福尼亞 CAS美國化學文摘社 CF 數手指 CFU集落形成單位 cGMP 現行藥品生產管理規範 CI 置信區間 CIB臨床研究者手冊 CO2二氧化碳 COEX 共擠壓 CRVO 視網膜中央靜脈閉塞 CVOS 中央靜脈閉塞研究 DDS 藥物送遞系統 DEX 地塞米松 DEX PS DDS地塞米松後段藥物送遞系統(植入物) DEX PS DDS給藥裝置系統地塞米松後段藥物送遞系統(醫用產品) DME 糖尿病性黃斑水腫 EMEA 歐洲醫藥評價署 ETDRS 糖尿病性視網膜病早期治療研究 EU內毒素單位 °F 華氏度 G 克 GLP 優良實驗室規範 GRB BSE(牛海綿狀腦病)的地理危險 H2O 水 HDPE 高密度聚乙烯 HPLC 高效液相色譜 IEC 獨立倫理學委員會 IMPD 研究醫藥品文件 INN 國際非專利藥名 IOP 眼內壓 IPC 工藝控制 IR紅外 IRB 機構審查委員會 ISO 國際標準化組織 Kg千克 kGy 千戈瑞 LAF 分層式氣流 LAL 鱟變形細胞溶解物 LC標籤標示量 LOCF 末次觀察推進法 LS 標籤濃度 ME 黃斑水腫 μg微克 Mg 毫克 μJ微焦耳 mL 毫升 Mm 毫米 mmHg 毫米汞柱 mol摩爾 n或N 數目 n/a不適用 ND 未檢出 Ng 納克 NSAID 非類固醇類抗炎藥物 NT 未檢測 OCT光學相干斷層攝影術 PDE允許日接觸量 PET聚對苯二甲酸乙二醇酯 pH 氫離子濃度的負對數值(Hydrogen Potential) Ph.Eur 歐洲藥典 PK 藥物動力學 pKa酸解離常數 PLGA，PLG 聚(D，L-丙交酯-共-乙交酯) PME持續性黃斑變性 ppm百萬分之一 PS 後段 PVR增殖性玻璃體視網膜病變 RH 相對溼度 SAE嚴重不良反應事件 SD 標準差 SEM掃描電子顯微鏡 TSE傳染性海綿狀腦病 USA美國 USP美國藥典 UV 紫外 VEGF 血管內皮生長因子 WPE超高分子量聚乙烯 本發明包括用於治療眼部醫學疾患的可生物蝕解植入物，該植入物包括分散於可生物降解的聚合物基質的活性藥劑，其中至少約75％的活性藥劑顆粒的直徑小於約10μm。優選地至少99％的顆粒的直徑小於約20μm。
活性藥劑可選自血管緊張素轉化酶抑制劑、內源性細胞因子、可影響基底膜的藥劑、可影響內皮細胞生長的藥劑、腎上腺素能激動劑或阻斷劑、膽鹼能激動劑或阻斷劑、醛糖還原酶抑制劑、止痛劑、麻醉劑、抗過敏劑、抗炎藥劑、類固醇(例如類固醇抗炎藥劑)、抗高血壓劑、升壓劑、抗細菌劑、抗病毒劑、抗真菌劑、抗原蟲劑、抗感染藥劑、抗腫瘤藥劑、抗代謝劑和抗血管形成劑。因此，活性藥劑可為可的松、地塞米松、氟輕鬆、氫化可的松、甲潑尼龍、潑尼松龍、潑尼松、曲安西龍，以及它們的任何衍生物。
可生物蝕解的植入物被制為適於植入至眼部區域的大小。眼部區域可為下列區域中的任意一個或多個前房、後房、玻璃體腔、脈絡膜、脈絡膜周隙、結膜、結膜下隙、鞏膜外隙、角膜內隙、角膜外隙、鞏膜、睫狀體扁平部、外科手術造成的無血管區、黃斑和視網膜。
可生物蝕解植入物的另一種實施方案可包括分散於可生物降解聚合物基質中的類固醇活性藥劑，其中至少約75％的活性藥劑顆粒的直徑小於約20μm。
本發明還包括製備用於治療眼部醫學疾患的可生物蝕解植入物的方法，所述方法包括多次擠壓可生物降解聚合物。該方法還可包括在擠壓前研磨可生物降解聚合物的步驟。可生物降解聚合物可為聚(乳酸-共-乙醇酸)(PLGA)共聚物。聚合物中乳酸和乙醇酸單體的比例可約為50/50重量比。此外，PLGA共聚物可佔到可生物蝕解植入物重量的約20％至約90％。或者，PLGA共聚物可為可生物蝕解植入物重量的約40％。
製備用於治療眼部醫學疾患的可生物蝕解植入物的具體方法可含有以下步驟(a)研磨可生物降解聚合物；(b)混合研磨過的可生物降解聚合物和活性藥劑顆粒，由此獲得研磨的可生物降解聚合物和活性藥劑顆粒的混合好的混合物，其中至少約75％的活性藥劑顆粒的直徑小於約20μm；(c)對混合好的混合物進行第一次擠壓，以得到第一次擠壓產物；(d)將第一次擠壓產物製成粒狀；以及(e)對被製成粒狀的第一次擠壓產物進行第二次擠壓，由此得到用於治療眼部醫學疾患的可生物蝕解植入物。本發明還包括用這種具體方法製備的用於治療眼部醫學疾患的可生物蝕解植入物。

具體實施例方式 本發明提供用於治療眼部醫學疾患的可生物蝕解眼植入物和方法。通常，植入物被製備成一個整體，即活性藥劑顆粒分布於整個可生物降解聚合物基質中。此外，根據在不同時間段內向眼部的眼區域釋放活性藥劑來製備植入物。活性藥劑釋放的時間段包括但不限於約六個月、約三個月、約一個月或少於一個月。
用於治療眼部醫學疾患的可生物降解組合物 本發明的植入物包括分散於可生物降解聚合物中的活性藥劑。植入物組合物通常會根據優選的藥物釋放曲線、具體使用的活性藥劑、待治療的疾患和患者用藥史而變化。可用的活性藥劑包括但不限於血管緊張素轉化酶抑制劑、內源性細胞因子、可影響基底膜的藥劑、可影響內皮細胞生長的藥劑、腎上腺素能激動劑或阻斷劑、膽鹼能激動劑或阻斷劑、醛糖還原酶抑制劑、止痛劑、麻醉劑、抗過敏劑、抗炎藥劑、抗高血壓劑、升壓劑、抗細菌劑、抗病毒劑、抗真菌劑、抗原蟲劑、抗感染劑、抗腫瘤藥劑、抗代謝劑和抗血管形成劑。
在一個變化方案中，活性藥劑為甲氨蝶呤。在另一個變化方案中，活性藥劑為視黃酸。在一個優選的變化方案中，抗炎藥劑為非類固醇抗炎藥劑。可用的非類固醇抗炎藥劑包括但不限於阿司匹林、雙氯芬酸、氟比洛芬、布洛芬、酮咯酸、萘普生和舒洛芬。在一個更優選的變化方案中，抗炎藥劑為類固醇抗炎藥劑。
類固醇抗炎藥劑 可用於眼植入物的類固醇抗炎藥劑包括但不限於21-乙醯氧基孕烯諾龍、阿氯米松、阿爾孕酮、安西奈德、倍氯米松、倍他米松、布地奈德、氯潑尼松、氯倍他索、氯倍他松、氯可託龍、氯潑尼醇、皮質酮、可的松、可的伐唑、地夫可特、地奈德、去羥米松、地塞米松、二氟拉松、二氟可龍、二氟潑尼酯、甘草次酸、氟扎可特、氟氯奈德、氟米松、氟尼縮松、氟輕鬆、醋酸氟輕鬆、氟可丁酯、氟可龍、氟米龍、醋酸氟培龍、醋酸氟潑尼定、氟潑尼龍、氟氫縮松、丙酸氟替卡松、福莫可他、哈西奈德、丙酸滷倍他索、滷米松、醋酸滷潑尼松、氫可他酯、氫化可的松、氯替潑諾碳酸乙酯、馬潑尼酮、甲羥松、甲潑尼松、甲潑尼龍、莫米松糠酸酯、帕拉米松、潑尼卡酯、潑尼松龍、醋酸潑尼松龍25-二乙胺、潑尼松龍磷酸鈉、潑尼松、強的松龍戊酸酯、潑尼立定、利美索龍、替可的松、曲安西龍、曲安奈德、苯曲安奈德、己曲安奈德，以及它們的任何衍生物。
在一個變化方案中，優選的類固醇抗炎藥劑為可的松、地塞米松、氟輕鬆、氫化可的松、甲潑尼龍、潑尼松龍、潑尼松和曲安西龍，以及它們的衍生物。在另一個優選的變化方案中，類固醇抗炎藥劑為地塞米松。在另一個變化方案中可生物降解的植入物包括兩種或兩種以上類固醇抗炎藥劑的組合。
類固醇抗炎藥劑可佔植入物重量的約10％至約90％。在一個變化方案中，藥劑為植入物重量的約40％至約80％。在一個優選的變化方案中，藥劑佔植入物重量的約60％。
可生物降解的聚合物基質 在一個變化方案中，活性藥劑可均勻地分散於植入物的可生物降解基質中。所用的可生物降解聚合物基質的選擇可隨所需的釋放動力學、患者耐受性、待治療疾病的性質等因素而變化。所考慮的聚合物特性包括但不限於植入位置處的生物相容性和生物降解性、與目的活性藥劑的相容性和加工溫度。可生物降解聚合物基質通常佔植入物重量的至少約10％、至少約20％、至少約30％、至少約40％、至少約50％、至少約60％、至少約70％、至少約80％或至少約90％。在一個變化方案中，可生物降解聚合物基質佔植入物重量的約40％。
可用的可生物降解聚合物基質包括但不限於由例如有機酯或有機醚的單體製成的聚合物，這種聚合物在降解時產生生理上可接受的降解產物。也可以使用酸酐、醯胺或原酸酯等自身聚合或與其他單體聚合。聚合物通常為縮聚物。聚合物可為交聯的或非交聯的。如果交聯，它們至多為輕度交聯，其交聯小於5％，通常小於1％。
對於大部分聚合物，除了碳和氫以外還包括氧和氮，特別是氧。氧可以氧基的形式存在，如羥基或醚基、羰基如非氧代羰基(如羧酸酯)等。氮可以醯胺、氰基和氨基的形式存在。可用的可生物降解聚合物的實例列表的描述可見於Heller，Biodegradable Polymers inControlled Drug Delivery，In「CRC Critical Reviews inTherapeutic Drug Carrier Systems」，Vol.1，CRC Press，Boca Raton，FL(1987)。
特別關注的是羥基脂肪族羧酸聚合物(均聚物或共聚物)和多糖。其中包括的相關聚酯為D-乳酸、L-乳酸、消旋乳酸、乙醇酸、己內酯及其組合的均聚物或共聚物。乙醇酸和乳酸的共聚物為特別關注的，其降解速率可由乙醇酸和乳酸的比例控制。每種單體在聚(乳酸-共-乙醇酸)(PLGA)共聚物中的百分比可為0-100％、約15-85％、約25-75％或約35-65％。在優選的變化方案中，使用50/50 PLGA。更優選地，使用50/50 PLGA的隨機共聚物。
還可以使用含有親水和疏水末端的PLGA混合物的可生物降解聚合物基質，其可用於調節聚合物基質的降解速率。疏水末端(也被稱為封端的或封末端的)PLGA在聚合物末端具有疏水性的酯鍵。通常的疏水末端基團包括但不限於烷基酯和芳族酯。親水末端(也被稱為未封端的)PLGA在聚合物末端具有親水性的端基。在聚合物末端具有親水端基的PLGA比疏水末端PLGA降解得快，因為它以較快速率吸收水分和經過水解(Tracy et al.，Biomaterials 201057-1062(1999))。可以被引入以增強水解的合適的親水端基的實例包括但不限於羧基、羥基和聚乙二醇。具體的端基通常得自聚合過程使用的引發劑。例如，如果引發劑是水或羧酸，所得的端基將為羧基和羥基。類似的，如果引發劑是一元醇，所得的端基將為酯或羥基。
植入物也可以完全由親水末端PLGA形成或完全由疏水末端PLGA形成。但是在本發明的可生物降解聚合物基質中，親水末端和疏水末端的PLGA的重量比範圍通常在約10∶1至約1∶10。例如，該比例可為3∶1、2∶1或1∶1的重量比。在優選的變化方案中，使用親水末端和疏水末端的PLGA比例為3∶1w/w的植入物。
其他藥劑 可以為各種目的在配方中加入其它的試劑。例如，可使用緩衝劑和防腐劑。可使用的防腐劑包括但不限於亞硫酸氫鈉、硫酸氫鈉、硫代硫酸鈉、苯扎氯銨、氯丁醇、硫柳汞、乙酸苯汞、硝酸苯汞、羥基苯甲酸甲酯、聚乙烯醇和苯乙醇。可使用的緩衝劑的實例包括但不限於通過FDA認證用於所需給藥途徑的碳酸鈉、硼酸鈉、磷酸鈉、乙酸鈉、碳酸氫鈉等。例如氯化鈉和氯化鉀的電解質也可包括在配方中。
可生物降解眼植入物還可包括其他加速或延緩活性藥劑釋放的親水或疏水化合物。而且發明人認為，由於親水末端PLGA可更容易吸收水分，所以它具有比疏水末端PLGA更快的降解速率，因此增加植入物基質中親水末端PLGA的量可導致更快的溶出速率。圖9顯示，從植入到活性藥劑明顯釋放的時間(延滯時間)隨著眼植入物中親水末端PLGA的量的降低而增加。在圖9中，具有0％親水末端PLGA(40％w/w疏水末端)的植入物的延滯時間顯示約為21天。與之相比，可見到具有10％w/w和20％w/w親水末端PLGA的植入物的延滯時間顯著下降。
釋放動力學 發明人認為，本發明的植入物是用分散於可生物降解聚合物基質的活性藥劑顆粒配製成的。不拘囿於任何理論，發明人認為活性藥劑的釋放是通過可生物降解聚合物基質的蝕解和通過顆粒藥劑在例如玻璃體向眼內液體中的擴散而實現的，之後聚合物基質溶解，活性藥劑釋放。發明人認為影響釋放動力學的因素包括例如下列的特性活性藥劑顆粒的大小、活性藥劑的溶解度、活性藥劑與聚合物的比例、製備方法、暴露的表面積以及聚合物的蝕解速率。這種形式的活性藥劑釋放獲得的動力學與那些例如用交聯水凝膠的通過聚合物溶脹釋放活性藥劑的製劑獲得的動力學不同。在那種情況下活性藥劑不是通過聚合物蝕解釋放，而是通過聚合物溶脹釋放，這種溶脹可以通過暴露的通道以液體擴散的方式釋放藥劑。
發明人認為，活性藥劑的釋放速率至少部分依賴於聚合物主鏈組分或形成可生物降解聚合物基質的組分的降解速率。例如，縮聚物通過水解(還存在其他機制)降解，所以增強植入物水吸收的對植入物組分的任何改變都可能提高水解速率，從而提高聚合物降解和蝕解的速率，並由此提高活性藥劑釋放的速率。
本發明的植入物的釋放動力學部分依賴於植入物的表面積。較大的表面積使較多的聚合物和活性藥劑暴露於眼內液體，導致聚合物基質的蝕解和活性藥劑顆粒在液體中的溶解更快。植入物的大小和形狀也可用來控制釋放速率、治療時間和植入位置的活性藥劑濃度。在活性藥劑載藥量相等的情況下，較大的植入物可成比例地送遞較大的劑量，但根據表面積與質量的比值可能具有較慢的釋放速率。對於眼部區域的植入，植入物的總重優選範圍為例如大約100-5000μg，通常為大約500-1500μg。在一個變化方案中，植入物的總重為大約600μg。在另一個變化方案中，植入物的總重為大約1200μg。
可生物蝕解的植入物通常為固體，可被製備成顆粒、片、塊、板、膜、盤、纖維、杆等形狀，或可為與選定的植入位置相容的任何大小或形狀，只要植入物具有所需的釋放動力學並能送遞一定量的可治療待治眼部醫學疾患的活性藥劑。植入物大小的上限可由例如下列的因素決定所需的釋放動力學、在植入位置對植入物的耐受性、插入的大小限制以及操作的難易。例如，玻璃體房可容納相對大的杆狀植入物，通常其直徑為大約0.05mm至3mm，長度為約0.5至約10mm。在一個變化方案中，杆劑的直徑為約0.1mm至約1mm。在另一個變化方案中，杆劑的直徑為約0.3mm至約0.75mm。在又另一個變化方案中，還可以使用具有各種幾何學形狀但體積大致相同的其它植入物。
如前所述，活性藥劑從可生物降解聚合物基質的釋放也可以通過改變基質中親水末端PLGA和疏水末端PLGA的比例來調節。釋放速率還可通過製備植入物所採用的方法來控制。例如，如實施例4-7所述，親水末端和疏水末端PLGA比例為3∶1的擠壓成的60/40w/w地塞米松/PLGA的植入物與壓制的片狀植入物相比，在約一個月的時間段內表現出不同的藥物釋放曲線和玻璃體內藥劑濃度。總的來說，擠壓植入物表現出較低的突發釋放和在玻璃體內更穩定的藥劑濃度水平。
如圖2和實施例4和5所示，350μg地塞米松壓制的片狀植入物(350T)與350μg地塞米松擠壓植入物(350E)相比，在植入後第一天所發生的活性藥劑初始突發釋放更高。如圖2和實施例6和7所示，700μg地塞米松壓制植入物(700T)與700μg地塞米松擠壓植入物(700E)相比，所發生的活性藥劑初始突發釋放也更高。
活性藥劑、可生物降解聚合物基質和任何其他添加劑的比例可通過配製一些不同比例的植入物並在體外或體內測定其釋放曲線根據經驗確定。一種USP認可的用於溶出或釋放測定的方法可被用於測量體外釋放速率(USP24；NF 19(2000)pp.1941-1951)。例如，將已稱重的植入物樣品加到已測定體積的含0.9％NaCl的水溶液中，其中溶液體積應使得釋放後的活性藥劑濃度小於20％飽和度。將混合物保持於37℃並緩慢攪拌或振蕩以保持植入物為懸浮狀態。然後可使用例如分光光度法、HPLC和質譜法等本領域已知的各種方法以時間的函數的形式測出溶出的活性藥劑的釋放，直至溶液濃度保持恆定或直至90％以上的活性藥劑已被釋放。
在一個變化方案中，此處所述的擠壓植入物(親水末端PLGA和疏水末端PLGA的比例為3∶1)具有的體內累計釋放百分率曲線有下述的特性，如圖2所示，其中釋放曲線為將植入物植入至兔眼玻璃體內活性藥劑的體內釋放曲線。兔眼的體積近似為人眼的60-70％。
在植入後第一天，體內累計釋放百分率可在約0％至約15％之間，更通常在約0％至約10％之間。在植入後第一天，體內累計釋放百分率可小於約15％，更通常小於約10％。
在植入後第三天，體內累計釋放百分率可在約0％至約20％之間，更通常在約5％至約15％之間。在植入後第三天，體內累計釋放百分率可小於約20％，更通常小於約15％。
在植入後第七天，體內累計釋放百分率可在約0％至約35％之間，更通常在約5％至約30％之間，再更通常在約10％至約25％之間。在植入後第七天，體內累計釋放百分率可大於約2％，更通常大於約5％，再更通常大於約10％。
在植入後第十四天，體內累計釋放百分率可在約20％至約60％之間，更通常在約25％至約55％之間，再更通常在約30％至約50％之間。在植入後第十四天，體內累計釋放百分率可大於約20％，更通常大於約25％，再更通常大於30％。
在植入後第二十一天，體內累計釋放百分率可在約55％至約95％之間，更通常在約60％至約90％之間，再更通常在約65％至約85％之間。在植入後第二十一天，體內累計釋放百分率可大於約55％，更通常大於約60％，再更通常大於約65％。
在植入後第二十八天，體內累計釋放百分率可在約80％至約100％之間，更通常在約85％至約100％之間，再更通常在約90％至約100％之間。在植入後第二十八天，體內累計釋放百分率可大於約80％，更通常大於約85％，再更通常大於約90％。
在植入後第三十五天，體內累計釋放百分率可在約95％至約100％之間，更通常在約97％至約100％之間。在植入後第三十五天，體內累計釋放百分率可大於約95％，更通常大於約97％。
在一個變化方案中，體內累計釋放百分率具有下述特性植入後一天小於約15％；植入後三天小於約20％；植入後七天大於約5％；植入後十四天大於約25％；植入後二十一天大於約60％；以及植入後二十八天大於約80％。在另一個變化方案中，體內累計釋放百分率具有下述特性植入後一天小於約10％；植入後三天小於約15％；植入後七天大於約10％；植入後十四天大於約30％；植入後二十一天大於約65％；以及植入後二十八天大於約85％。
在又另一個變化方案中，本專利所述的擠壓植入物在37℃的鹽溶液中可具有的體外累計釋放百分率曲線有下列特性，下面將進一步描述並示於圖10。
體外累計釋放百分率在第一天時在約0％至約5％之間，更通常在約0％至約3％之間。體外累計釋放百分率在第一天時可小於約5％，更通常小於約3％。
體外累計釋放百分率在第四天時在約0％至約7％之間，更通常在約0％至約5％之間。體外累計釋放百分率在第四天時可小於約7％，更通常小於約5％。
體外累計釋放百分率在第七天時在約1％至約10％之間，更通常在約2％至約8％之間。體外累計釋放百分率在第七天時可大於約1％，更通常大於約2％。
體外累計釋放百分率在第14天時在約25％至約65％之間，更通常在約30％至約60％之間，再更通常在約35％和約55％之間。體外累計釋放百分率在第14天時可大於約25％，更通常大於約30％，再更通常大於約35％。
體外累計釋放百分率在第21天時在約60％至約100％之間，更通常在約65％至約95％之間，再更通常在約70％和約90％之間。體外累計釋放百分率在第21天時可大於約60％，更通常大於約65％，再更通常大於約70％。
體外累計釋放百分率在第28天時在約75％至約100％之間，更通常在約80％至約100％之間，再更通常在約85％和約95％之間。體外累計釋放百分率在第28天時可大於約75％，更通常大於約80％，再更通常大於約85％。
體外累計釋放百分率在第35天時在約85％至約100％之間，更通常在約90％至約100％之間，再更通常在約95％和約100％之間。體外累計釋放百分率在第35天時可大於約85％，更通常大於約90％，再更通常大於約95％。
在一個變化方案中，體外累計釋放百分率具有下述特性一天後小於約1％；四天後小於約7％；七天後大於約2％；14天後大於約30％；21天後大於約65％；28天後大於約80％；以及35天後大於約90％。在另一個變化方案中，體外累計釋放百分率具有下述特性一天後小於約3％；四天後小於約5％；七天後大於約2％；14天後大於約35％；21天後大於約70％；28天後大於約85％；以及35天後大於約90％。
除了顯示擠壓植入物的較低突發釋放的效果以外，圖2和10還顯示分別在兔眼的體內環境或37℃鹽溶液的體外環境中，28天後幾乎全部的活性藥劑從植入物中釋放。而且，圖2和10顯示，擠壓植入物在體內(從植入時間開始)和在體外(從置於37℃鹽溶液的時間開始)的活性藥劑釋放曲線基本上類似，並近似為S型曲線，在28天的時間裡釋放幾乎全部的活性藥劑。從第一天至約第17天曲線顯示出近似上升的曲率(即曲線的導數隨時間增加而增加)，從約17天以後曲線顯示出近似下降的曲率(即曲線的導數隨時間增加而降低)。
相比而言，圖2的曲線圖顯示350μg和700μg地塞米松壓製片狀植入物具有較高的藥劑初始突發釋放，接著釋放逐漸增加。而且，如圖1和圖5所示，植入壓制植入物和植入擠壓植入物相比，會在各個時間點在玻璃體內產生不同的活性藥劑濃度。例如，如圖1和圖5所示，使用擠壓植入物時，玻璃體內藥劑濃度會有一個逐漸上升、平臺期和逐漸下降的過程。截然不同的是，對於壓製片狀植入物而言，會有一個活性藥劑較高的初始釋放，然後隨時間近似穩定地下降。因此，擠壓植入物的玻璃體內濃度曲線使得活性藥劑在眼部區域維持更持續穩定的水平。
除了前述的植入物在35天以內釋放基本所有的治療藥劑之外，通過改變包括但不限於可生物降解聚合物基質組分的植入物組分，還可以配製釋放治療藥劑達到任何所需時間段的植入物，例如釋放達到約一周、約二周、約三周、約四周、約五周、約六周、約七周、約八周、約九周、約十周、約十一周、約十二周、或者大於十二周。
擠壓植入物的另一個重要特徵是可使用不同劑量的活性藥劑實現玻璃體內活性藥劑的不同濃度水平。如圖8所示，用700μg地塞米松擠壓植入物在玻璃體內達到的藥劑濃度明顯高於用350μg地塞米松擠壓植入物的。用壓製片狀植入物不能達到不同的活性藥劑濃度。因此，通過使用擠壓植入物可以更容易地控制玻璃體內的活性藥劑濃度。具體而言，由於可以控制植入物的大小以送遞預定量的活性藥劑，從而可建立具體的劑量-反應關係。
應用 可用本發明的植入物和方法治療的眼部醫學疾患的實例包括但不限於葡萄膜炎、黃斑水腫、黃斑變性、視網膜剝離、眼腫瘤、真菌或病毒感染、多灶性脈絡膜炎、糖尿病性視網膜病、增殖性玻璃體視網膜病變(PVR)、交感性眼炎、伏格特-小柳-原田(VKH)症候群、組織胞漿菌病、葡萄膜彌散和血管閉塞。在一個變化方案中，植入物對於治療下述醫學疾患特別有用例如葡萄膜炎、黃斑水腫、血管閉塞疾患、增殖性玻璃體視網膜病變(PVR)和各種其他視網膜病變。
植入方法 可通過各種方法將可生物降解植入物插入到眼中，包括在鞏膜上製成切口後通過鑷子、套針或其他類型的給藥裝置放置。在一些情況下，可在不切口的情況下使用套針或給藥裝置。在一個優選的變化方案中，可使用手持型給藥裝置將一個或多個可生物降解的植入物插入至眼內。手持型給藥裝置通常包括18-30號不鏽鋼針頭、手柄、推進器和柱塞。
植入方法通常首先包括使針頭進入眼部區域中的目標區域。當進入例如玻璃體腔等的目標區域後，推動手持型給藥裝置上的手柄以使推進器推動柱塞前移。當柱塞前移時，其將植入物推入目標區域。
擠壓方法 使用擠壓方法可以大規模製備植入物，並可獲得藥物在聚合物基質中均勻分散的植入物。在使用擠壓方法時，選擇的聚合物和活性藥劑在通常至少約50℃的所需的製備溫度下是穩定的。擠壓方法的使用溫度為約25℃至約150℃，更優選的為約60℃至約130℃。
不同的擠壓方法可生產具有不同特性的植入物，所述特性包括但不限於活性藥劑在聚合物基質中分散的均勻性。例如，使用活塞擠壓機、單螺杆擠壓機和雙螺杆擠壓機通常生產出的植入物通常具有活性藥劑逐漸增加地更均勻的分散性。當使用一次擠壓的方法時，例如溫度、擠壓速度、模圈幾何形狀和模圈表面光滑度等擠壓參數會影響生產出的植入物的釋放曲線。
在一個用擠壓法生產植入物的變化方案中，藥物和聚合物先在室溫下混合，然後被加熱至約60℃至約150℃的溫度範圍內，更通常為約130℃，加熱的時間為約0至約1小時、更通常為約0至約30分鐘、再更通常為約5至約15分鐘、最通常為約10分鐘。然後在約60℃至約130℃之間的溫度下擠壓植入物，優選的溫度為約75℃至110℃，更優選的溫度為約90℃。
在一個優選的擠壓方法中，在約80℃至約130℃的溫度下將活性藥劑和PLGA的粉末狀混合物加至單或雙螺杆擠壓機中，然後以在擠壓機中的最短停留時間直接擠壓成細絲或杆。然後將擠壓成的細絲或杆切成具有一定的活性藥劑裝載劑量的小植入物，該劑量適於治療其欲治療的醫學疾患。
DEX PS DDS 本發明基於眼內藥物送遞系統這一發現，所述眼內藥物送遞系統可解決很多與治療例如後段炎症的眼部疾病的常規療法相關聯的問題，所述問題包括藥物水平不穩定，眼內半衰期短以及長時間全身性地暴露於高水平的皮質類固醇之下。本發明的眼內藥物送遞系統包括使用地塞米松作為活性藥劑，在這種情況下本發明的眼內藥物送遞系統可被稱為地塞米松後段藥物送遞系統(DEX PS DDS)。通過睫狀體扁平部注射意圖將DEX PS DDS放置於後段，睫狀體扁平部注射是眼科醫生給藥的常用方法。DEX PS DDS可包括含有微粉化地塞米松的可生物降解共聚物聚(乳酸乙醇酸)(PLGA)。DEX PS DDS可在約35天的時間裡釋放並提供總劑量約為350或700μg的地塞米松。相比之下，其他給藥途徑(局部給藥、眼周給藥、全身給藥和標準玻璃體內注射給藥)需要高得多的日劑量才能將相同水平的地塞米松送遞至後段，而且還使非目標器官暴露於皮質類固醇。每日四次，每次2滴0.1％的地塞米松眼用懸液的雙眼局部給藥的劑量等於每天約500μg。全身劑量可高達1000μg/kg/天(Pinar V.Intermediate uveitis.Massachusetts Eye & EarInfirmary Immunology Service，http://www.immunology.meei.harvard.edu/imed.htm.1998；Weisbecker CA，Fraunfelder FT，Naidoff M，Tippermann R，eds.1999 Physicians′Desk Reference for Ophthalmology，27th ed.Montvale，NJMedical Economics Company，1998；7-8，278-279)。用DEX PS DDS，可將更低日劑量的地塞米松直接給藥至後段，該日劑量比常規的局部給藥、全身給藥或玻璃體內療法所需的劑量低得多，從而使潛在的副作用最小化。在釋放地塞米松的同時，聚合物可以隨著時間逐步地完全降解，因此在將DEX PS DDS放置於患者眼後段之後不需要再將其取出。
為促進DEX PS DDS向眼後段的送遞，設計了一種給藥裝置用於將DEX PS DDS直接送遞至玻璃體內。該DDS給藥裝置可使DEX PS DDS通過中空小徑號針頭被放置於後段，由此降低了玻璃體切割術中外科手術和睫狀體扁平部注射帶來的致病風險。在製備無菌的最終藥物產品的過程中將擠壓成的DEX PS DDS置於給藥裝置中。DEX PS DDS給藥裝置系統可為一次性使用裝置。
700μg和350μg的地塞米松後段藥物送遞系統(DEX PS DDS給藥裝置系統)可被用於治療例如視網膜中央靜脈閉塞或視網膜分支靜脈閉塞後的黃斑水腫的患者。
地塞米松可由Aventis Pharma，Montvale，New Jersey，U.S.A.獲得。地塞米松的化學名為孕-1，4-二烯-3，20-二酮-9-氟-11，17，21-三羥基-16-甲基-(11□16□)，其化學結構可圖示如下
地塞米松的其他特性為 分子式C22H29FO5 分子量392.47 手性/立體化學 地塞米松有8個手性中心，具旋光性 性狀 白色或接近白色的晶體粉末 pH和pKa 地塞米松沒有可電離的基團 熔點 253℃至255℃ 溶解性水幾乎不溶 乙醇略溶 二氯甲烷微溶 地塞米松的其他物理和化學性質的信息概括於新版的歐洲藥典(Ph.Eur)中。
本發明的一個實施方案可被稱為DEX PS DDS。DEX PS DDS是一種用於玻璃體內(即後段或PS)的植入物(藥物送遞系統或DDS)，包括地塞米松(即DEX)(藥物物質)和50∶50聚(D，L-丙交酯-共-乙交酯)PLGA的聚合物基質，它由兩級PLGA構成(50∶50 PLGA酯和50∶50 PLGA酸)。詳見表1。可生物降解的藥物送遞系統被設計為在35天的時間段內在眼後段釋放藥物物質。可使用給藥裝置系統將DEX PS DDS植入至眼的玻璃體液中。
在臨床試驗中評價了兩種劑量水平，一種含有350μg地塞米松，一種含有700μg地塞米松。兩種劑量水平含有同樣的表2所列的配方。它們是使用同樣的原料和雙擠壓工藝製備的，只是被切成不同的長度以獲得合適的劑量強度。
表1樣品DEX PS DDS的定性組成 表2樣品DEX PS DDS的定量組成(生產料方(batch formula))
在DEX PS DDS中使用的藥物物質為微粉化地塞米松。
DEX PS DDS可含有以相同的可生物降解聚合物50∶50聚(D，L-丙交酯-共-乙交酯)(PLGA)的兩級不同形式存在的兩種賦形劑(即非活性成分)，它們可由Boehringer Ingelheim提供50∶50 PLGA酯和50∶50PLGA酸。
聚D，L-丙交酯-共-乙交酯已在腸胃外產品中被使用了15年以上，是可吸收縫線的主要組分。表3提供了一些市售的醫藥產品的列表。
表3含有PLGA的市售醫藥產品列表

PLGA根據丙交酯和乙交酯的比例以及聚合物鏈末端存在不同的分級。所有的PLGA都通過主鏈水解而降解(骨架溶蝕)，降解產物乳酸和乙醇酸最終在體內代謝為CO2和H2O。選擇如表2所示的兩種PLGA的組合以便獲得35天時間段內的藥物物質釋放。選擇的PLGA的基本性質示於表4。
表4PLGA的基本性質
DEX PS DDS被設計為在延長的35天的時間段內在眼後段釋放地塞米松。通過將地塞米松包括在可生物降解聚合物基質中實現這種延長的釋放。選擇的聚合物為50∶50 PLGA。釋放速率主要與PLGA的降解速率相關，降解速率取決於例如分子量和重量分布、丙交酯與乙交酯的比例、聚合鏈的末端等一些因素。PLGA的降解機制為由體液的存在引發的水解，所述體液對於DEX PS DDS而言即為玻璃體液。
早期的配方僅含有按慣例合成的一種級別的PLGA(50/50比例，帶有酯末端)。繼而發現將被稱為50∶50 PLGA酸的PLGA「酸末端」形式與50∶50 PLGA酯結合(與初始的PLGA等量)，產生了所需的藥物釋放曲線。「酸末端」PLGA的親水性稍強，因此在水中降解得更快。兩種聚合物的主鏈是相同的，只是用於生產酸末端PLGA的聚合方法中含有一種不同的鏈終止試劑，使得在聚合物鏈的末端產生了羧基部分。在植入物的生物降解過程中，兩種聚合物的降解產物是相同的，都是乳酸和乙醇酸。所述配方的詳細情況可在上文找到。另外還評價了DEX PS DDS的穩定性。
實施例 以下實施例是為了更完整地敘述應用本發明的方式。應當理解這些實施例不是為了限制本發明的範圍，而是出於說明性的目的。
實施例1 壓製片狀植入物的製備 將微粉化的地塞米松(Pharmacia，Peapack，NJ)和微粉化的疏水末端50/50 PLGA(Birmingham Polymers，Inc.，Birmingham，AL)精確稱重並置於不鏽鋼混合容器中。將容器封閉，置於Turbula混合器上，以預定的強度(例如96rpm)和預定時間(例如15分鐘)混合。將所得的粉末混合物裝到單腔壓片機上，每次裝一個單位劑量。以預設的壓力(例如25psi)和時間(例如6秒)進行壓片，藥片形成並在室溫下被彈出壓片機。對於所有的壓製片狀植入物，地塞米松和PLGA的比例為70/30w/w。
實施例2 擠壓植入物的製備 將微粉化的地塞米松(Pharmacia，Peapack，NJ)和未微粉化的PLGA精確稱重並置於不鏽鋼混合容器中。將容器封閉，置於Turbula混合器上，以預定的強度(例如96rpm)和預定時間(例如10-15分鐘)混合。未微粉化的PLGA組合物含有30/10w/w的親水末端PLGA(Boehringer Ingelheim，Wallingford，CT)和疏水末端PLGA(Boehringer Ingelheim，Wallingford，CT)的混合物。將所得的粉末混合物投入DACA微配置擠壓機(DACA，Goleta，CA)中，以預設的溫度(例如115℃)和螺杆速度(例如12rpm)擠壓。擠出的細絲被擠壓至導向裝置中並被切成相應於指定植入物重量的精確長度。對於所有的擠壓植入物，地塞米松和總PLGA(親水末端和疏水末端)的比例為60/40w/w。
實施例3 將植入物置於玻璃體內的方法 通過下述方法將植入物植入紐西蘭白兔的右眼後段，用20號微玻璃體視網膜(MVR)刀片在兔眼的結膜和鞏膜的10至12時之間位置切口。用1cc注射器配27號針頭取出50至100μL玻璃體液。在滅菌的套針中預裝合適的植入物(藥物送遞系統，DDS)，通過鞏膜切開術使套針插入5mm，然後在合適位置用推線(push wire)拉回套針，將植入物留在後段。然後用7-0 Vicryl縫線縫合鞏膜和結膜。
實施例4 350μg地塞米松壓製片狀植入物在體內的地塞米松釋放 實施例4表明，壓製片狀植入物與擠壓植入物相比初始釋放較高但是總體來說地塞米松的玻璃體內濃度較低。按實施例3所述將350μg壓製片狀植入物(350T)置於紐西蘭白兔的右眼中。定時取玻璃體樣本並用LC/MS/MS分析以測定地塞米松的體內送遞表現。如圖1所示，從第1天(142.20ng/ml)至第35天(2.72ng/ml)，地塞米松達到可檢出的平均玻璃體內濃度，並且地塞米松的玻璃體內濃度隨時間逐漸下降。
除了玻璃體樣本外還提取了房水和血漿樣本。如圖3所示，350T表現出的地塞米松在房水中的濃度隨時間逐漸下降，並在從第1天(14.88ng/ml)至第21天(3.07ng/ml)具有可檢出的平均地塞米松房水濃度。房水中的地塞米松水平與玻璃體液中的地塞米松水平密切相關，但是水平低得多(大約低10倍)。圖4顯示在血漿中僅發現痕量地塞米松。
實施例5 350μg地塞米松擠壓植入物在體內的地塞米松釋放 實施例5表明，擠壓植入物的地塞米松初始釋放較低，玻璃體內濃度比較持續穩定。按實施例3所述將350μg擠壓植入物(350E)置於紐西蘭白兔的右眼中。定時取玻璃體樣本並用LC/MS/MS分析以測定地塞米松的體內送遞表現。如圖1所示，從第1天(10.66ng/ml)至第28天(6.99ng/ml)，350E表現可檢出的平均玻璃體液濃度。350T在第1天具有統計學意義上較高的地塞米松濃度(p＝0.037)，而350E在第21天具有統計學意義上較高的地塞米松濃度(p＝0.041)。
除了玻璃體樣本外還提取了房水和血漿樣本。如圖3所示，350E從第1天(6.67ng/ml)至第42天(2.58ng/ml)具有可檢出的平均地塞米松房水濃度，第35天除外，這一天的值在檢出限以下。總體來說，房水中的地塞米松水平與玻璃體液中的地塞米松水平密切相關，但是水平低得多(大約低10倍)。圖4顯示在血漿中僅發現痕量地塞米松。
實施例6 700μg地塞米松壓製片狀植入物在體內的地塞米松釋放 實施例6也表明壓製片狀植入物的初始釋放較高但是總體來說地塞米松的玻璃體內濃度較低。按實施例3所述將700μg壓製片狀劑型(700T)置於紐西蘭白兔的右眼中。定時取玻璃體樣本並用LC/MS/MS分析以測定地塞米松的體內送遞表現。如圖5所示，從第1天(198.56ng/ml)至第42天(2.89ng/ml)，700T達到可檢出的地塞米松平均玻璃體液濃度，並且地塞米松的玻璃體內濃度隨時間逐漸下降。
除了玻璃體樣本外還獲取了房水和血漿樣本。如圖6所示，700T表現出的地塞米松在房水中的濃度隨時間逐漸下降，並在從第1天(25.90ng/ml)至第42天(2.64ng/ml)具有可檢出的平均地塞米松房水濃度，第35天除外，這一天的值在定量限以下。房水中的地塞米松水平與玻璃體液中的地塞米松水平密切相關，但是水平低得多(大約低10倍)。圖7顯示在血漿中僅發現痕量地塞米松。
實施例7 700μg地塞米松擠壓植入物在體內的地塞米松釋放 實施例7也表明擠壓植入物的地塞米松初始釋放較低但是總體來說玻璃體內濃度較高。按實施例3所述將700μg擠壓植入物(700E)置於紐西蘭白兔的右眼中。定時取玻璃體樣本並用LC/MS/MS分析以測定地塞米松的體內送遞表現。如圖5所示，從第1天(52.63ng/ml)至第28天(119.70ng/ml)，700E具有可檢出的地塞米松玻璃體內濃度。
除了玻璃體樣本外還提取了房水和血漿樣本。如圖6所示，700E從第1天(5.04ng/ml)至第28天(5.93ng/ml)達到可檢出的平均房水濃度。房水中的地塞米松水平與玻璃體液中的地塞米松水平密切相關，但是水平低得多(大約低10倍)。圖7顯示在血漿中僅發現痕量地塞米松。
實施例8 製備植入物的擠壓方法 1.通過壓片法、通過單擠壓法和通過雙擠壓法製備DEX PS DDS。
用於製備DEX PS DDS植入物的賦形劑(聚合物)為兩級50∶50的酯末端和酸末端聚(D，L-丙交酯-共-乙交酯)。兩種賦形劑均為非藥典(non-compendial)材料的製藥級別。
使用50∶50聚PLGA酯的三個批次製備植入物的優選技術特徵示於表A。使用50∶50聚PLGA酸的三個批次製備植入物的優選技術特徵示於表B。
表A 50∶50 PLGA酯的優選技術特徵 表B 50∶50 PLGA酸的優選技術特徵 用於製備植入物的聚合物的優選技術特徵 聚合物組成已經明確丙交酯和乙交酯的比例對於聚合物的降解動力學至關重要並由此對植入物的地塞米松釋放曲線至關重要。將其控制在48％至52％(重量百分比)的範圍內以保證活性藥劑釋放的穩定。
固有粘度固有粘度對於聚合物的降解動力學至關重要並由此對植入物的地塞米松釋放曲線至關重要。它是聚合物主鏈大小和大小分布(即分子量和重量分布)的量度。將其控制在0.16至0.24dl/g的範圍內以保證釋放的穩定。
水聚合物的含溼量影響其在貯存期的穩定性，含溼量還是聚合物基質生物降解過程的促進因素。將其控制在0.5％以下以保證賦形劑和藥物物質(地塞米松)的穩定性，並保證(地塞米松)釋放曲線的穩定。
殘留單體殘留單體表示聚合物合成的完全程度，將其控制在0.5重量％以下。
殘留溶劑 -將丙酮控制在0.1重量％以下。
-將甲苯控制保持在0.0890重量％以下。
酸值酸值是PLGA酸聚合物中鏈末端數目的量度。酸聚合物末端的數目促進了植入物注射時的水分進入並影響植入物的釋放曲線。將其控制在6.5mgKOH/g以上以保證釋放曲線的穩定。
優選的地塞米松特性 地塞米松的顆粒大小和顆粒大小的分布被認為是DEX PS DDS的均勻性的關鍵參數。優選的地塞米松顆粒大小分布有至少75％的地塞米松顆粒小於(即直徑小於)10μm。更優選的地塞米松顆粒大小分布有至少99％的地塞米松顆粒小於(即直徑小於)20μm。我們發現植入物中使用這樣小的地塞米松顆粒可使活性藥劑在植入物中分布的更均勻(即不凝集)，這使得活性藥劑在植入物植入後可從植入物更均勻地釋放。
除了對地塞米松進行所有的歐洲藥典測試以外，還使用顆粒大小分析儀和另外的分析方法進行了其他的測試，以便保證在DEX PS DDS中使用的地塞米松具有優選的或更優選的顆粒大小和顆粒大小分布。
在本發明中，地塞米松的顆粒大小和顆粒大小分布是一個重要因素，因為地塞米松的均勻性會影響釋放特性。
本發明中使用的地塞米松還優選包括□1％的總雜質，總雜質包括□0.50％的醋酸地塞米松、□0.25％的倍他米松(Bethamethasone)、□0.25％的3酮基Δ4衍生物和□0.10％的任意其它雜質。
表2提供了用於通常的80g生產批量(用於通過壓片法、單擠壓法或雙擠壓法製備植入物)的一個代表性配方。對於350μg和700μg的劑量，原料生產和最後滅菌的工藝是一樣的。
圖11顯示了三種不同的製備工藝的流程圖 2.使用單擠壓法製備植入物。在一個連續擠壓的單擠壓製備工藝中，將微粉化的地塞米松和未微粉化的聚合物混合後裝至雙螺杆配置擠壓機中，然後經過設定溫度和螺杆速度的擠壓。擠出的細絲被擠壓至導向裝置中並被切成相應於確切DEX PS DDS重量的精確長度。連續擠壓工藝比壓片工藝更具可控性並更易預計。這可由圖12顯示的DEX PS DDS體外釋放曲線說明。
研究了四組700μg DEX PS DDS，兩組由壓片工藝製備，兩組由單擠壓工藝製備。對於單擠壓過程，350μg劑量的細絲和700μg劑量的細絲來自於同樣的擠出物(相同的配方)，它們之間的唯一差別是350μg劑量的細絲的長度是700μg劑量細絲的一半。每組取12個DEX PSDDS單元，在28天的時間段內的5個時間點進行測試。發現兩組壓片組的平均地塞米松釋放速率的標準差比兩組擠壓組的大。觀察到擠壓組比壓片組在釋放曲線之間的標準差上減少三倍。另外，單擠壓工藝製備的植入物與壓片工藝製備的植入物相比初始突發釋放有所減少。
以上結果在對兔子進行的比較壓片和擠壓的DEX PS DDS的地塞米松釋放的GLP體內藥物動力學研究中得到證實。顯示壓片的和單擠壓的DEX PS DDS在同樣的時間段內釋放相同量的地塞米松，都提供大約35天的送遞。
為進一步表徵和比較由壓片工藝和單擠壓工藝製備的DEX PS DDS，攝取了掃描電子顯微鏡(SEM)照片以評估物理形態。圖13顯示單擠壓DEX PS DDS比壓片植入物更均勻。發現這不僅可使單擠壓植入物的體外釋放曲線更持續穩定，還提高了植入物抗壓的性質。使用紋理分析儀顯示壓碎單擠壓植入物所需的力比壓碎壓片植入物的力大三倍(1200g比400g)。這表明擠壓產品可更耐處置。
此外，還測定出由單擠壓工藝或雙擠壓工藝製備的DEX PS DDS在25℃/60％RH的儲存條件下可穩定最少12個月(可長達18-24個月)，在40℃/75％RH的條件下可穩定最少6個月。穩定性是基於下述指標測定的地塞米松的效力、地塞米松的雜質(酸、酮、醛和總雜質)、含溼量、給藥裝置啟動力、植入物斷裂力/斷裂能以及地塞米松體外溶出釋放曲線和無菌性。
3.發明人通過下述手段改進了單擠壓工藝(1)在混合前使聚合物微粉化和(2)在將第一次擠壓的細絲粒化後加上了第二次擠壓。將50∶50 PLGA酸和50∶50 PLGA酯微粉化時得到可接受的DEX PS DDS均勻性。均勻性促使聚合物更均衡更規則地溶出和地塞米松活性藥劑的釋放。使用空氣噴射工藝研磨PLGA。圖14表示由研磨的(即微粉化的)或未研磨的(即未微粉化的)PLGA製備批次的批次間差異對批次內差異。該圖清楚地表明雙擠壓工藝使得可控性更好，特別是批次內差異從94.7％LC至107.0％LC的範圍(未研磨的PLGA)減少至98.9％LC至101.5％LC的範圍(研磨的PLGA)。「LC」意為標籤標示量(常規術語)，是用例如HPLC的各種體外測試方法測量的植入物中存在的地塞米松的量(350μg或700μg)。
比較了單擠壓和雙擠壓工藝。如圖15所示，雙擠壓工藝製備的植入物在14天內釋放大約60％的地塞米松，而單擠壓工藝製備的植入物在14天內釋放大約40％的地塞米松，但是兩種植入物在21天內所釋放的地塞米松的總量相近。因此，在需要較短時間內釋放較多地塞米松的時候，雙擠壓工藝是製備DEX PS DDS的優選工藝。雙擠壓工藝還可提供更高產率的所需細絲植入物，即地塞米松在整個植入物聚合物中均勻分布。
圖16提供了用於雙擠壓植入物的具體製備流程示意圖。在DEX PSDDS的製備中使用的主要設備列於表C。
表C在DEX PS DDS的製備中使用的主要設備 4.使用的雙擠壓工藝的具體細節如下 (a)PLGA的研磨(Resomer RG502和RG502H) 使用氣流粉碎機(振動進料器)分別以60psi(推進噴嘴)、80psi(研磨噴嘴)和80psi(研磨噴嘴)的研磨壓力研磨30克RG502(50∶50PLGA酯)。接著使用氣流粉碎機分別以20psi(推進噴嘴)、40psi(研磨噴嘴)和40psi(研磨噴嘴)的研磨壓力研磨60克RG502H。使用TSI3225 Aerosizer DSP顆粒大小分析儀測量RG502和RG502H的平均顆粒大小。優選地，兩種研磨過的聚合物均須具有不大於20μm的平均顆粒大小。
(b)PLGA和地塞米松的混合 使用Turbula振蕩器裝置以96RPM將48克地塞米松、24克研磨過的RG502H和8克研磨過的RG502混合60分鐘。
(c)第一次擠壓 (1)將全部80克混合好的地塞米松/RG502H/RG502混合物加至Haake雙螺杆擠壓機的進料鬥中。開動Haake擠壓機並設置如下的參數 桶溫度105℃ 噴嘴溫度102℃ 螺杆速度120RPM 進料速率設置250 導向板溫度50-55℃ 循環水浴10℃ (2)收集細絲。在加入混合粉末15-25分鐘後開始擠出細絲。棄去前5分鐘擠出的細絲。收集剩餘的細絲，直至不再產生擠出物；這一過程通常需要3-5小時。
(d)粒化 將上述步驟3所得的細絲用Turbula振蕩器和一個19mm不鏽鋼球裝置以96RPM粒化5分鐘。
(e)第二次擠壓 (1)將全部制粒加至同一個進料鬥中，並開動Haake擠壓機。
對Haake擠壓機設置如下的參數 桶溫度107℃ 噴嘴溫度90℃ 螺杆速度100RPM 導向板溫度60-65℃ 循環水浴10℃ (2)收集所有的細絲，直至不再產生擠出物。這一過程通常需要3小時。
(f)將原料細絲加工為劑量強度-350μg或700μg 通過將細絲切成合適的長度而將DEX PS DDS製成350μg或700μg的劑型。
(g)將DEX PS DDS插入給藥裝置 在給藥裝置組裝過程中將DEX PS DDS插入給藥裝置系統。所有操作在1萬級潔淨間中進行。
(h)DEX PS DDS給藥裝置系統的包裝 將組裝好的DES PS DDS給藥裝置系統置於含有一小袋乾燥劑的箔袋中並熱封。在步驟9前提取用於滅菌前生物負荷測試的樣本。
(i)DEX PS DDS給藥裝置系統的γ輻射滅菌 將含有製成的DEX PS DDS給藥裝置系統和乾燥劑小袋的密封的箔袋置於硬紙板盒中並將盒子封好。通過將含有產品的這些盒子暴露於25-40kGy劑量範圍內的γ輻射中來完成對它們的最後滅菌。根據歐洲藥典和美國藥典要求對取自每批的樣品進行無菌性測試。
(j)DEX PS DDS給藥裝置的標示 單擠壓和雙擠壓植入物分別具有表D和E列出的優選特性。
表D第一次擠壓的工藝控制結果
(1)目標重量的百分比 表E 第二次擠壓的工藝控制結果

表F列出了DEX PS DDS和給藥裝置的其他優選特徵。
表F 優選特徵 發現按上述方法製備的植入物和給藥裝置均在參數優選特徵範圍內。
優選的給藥裝置2004年4月1日公布的國際專利申請WO2004/026106描述了一種優選的用於植入DEX PS DDS的給藥裝置。該給藥裝置被設計為可促進植入物在眼後段的插入。植入物儲存於給藥裝置的針頭中。給藥裝置被設計為適於握在醫生的手中並可單手操作。其大小與視網膜鑷相當，量得長度為165mm、寬度為13mm。圖17提供了給藥裝置的剖面側視圖，說明了所有元件通常的功能和位置。
當壓下手柄時，就會對連接部施加力，使得連接部塌陷並將柱塞向前推進針頭，從而推動DEX PS DDS進入眼後房。當DEX PS DDS被送遞後，手柄卡在給藥裝置的外罩中以表明已經用過並防止任何再次使用。所用針頭為22號薄壁皮下針頭。在針頭的槽內放置一個矽氧烷O形環以將DEX PS DDS保留在針頭內，該O形環在與結膜接觸時留在眼外。為保證不將空氣引入眼內，將該給藥裝置設計為通氣的。在DEX PS DDS和針頭內壁之間有一個小縫隙，它使得空氣可以在DEX PS DDS被送遞時回流通過並排出針頭之外。這個縫隙很小從而防止液體通過針頭流出眼外。在使用中可能接觸到患者的給藥裝置部件是柱塞、針頭和O形環。柱塞和針頭是用已知的並已用於人類的生物相容性材料製成。O形環的生物相容性通過細胞毒性測試進行評估。
給藥裝置與乾燥劑一起包裝於袋中以防止植入物受潮。然後將給藥裝置中包裝好的植入物用γ輻射滅菌。該袋子也使得產品在儲存期中保持無菌。
DEX PS DDS在給藥裝置內並被包於箔袋中，最後用25至40kGy劑量的γ輻射滅菌。最後的滅菌方法不使用蒸汽滅菌(高壓滅菌)是因為用於控制釋放的聚合物對水分和熱極為敏感，甚至會在非藥典的低溫滅菌周期中降解。
DEX PS DDS給藥裝置系統是為了送遞一個DEX PS DDS的無菌的一次性使用裝置。DEX PS DDS在組裝過程中被裝到給藥裝置的針頭中。然後將其與乾燥劑包裝於箔袋中並用γ輻射最後滅菌。
本文引用的所有出版物、專利和專利申請的全部內容出於所有目的均以援引的方式納入本文，引用的程度如同每一篇單獨出版物、專利或專利申請以援引的方式納入本文那樣被具體地、單獨地說明。雖然前文已經出於清楚地理解的目的以說明和實施例的方式描述了一些詳細內容，但是在本發明的教導下對於本領域普通技術人員顯而易見的是在不背離所附權利要求的精神和範圍的前提下可以做出某些改變或變化。
權利要求
1.一種製備用於治療眼疾患的可生物蝕解植入物的方法，所述方法包括如下步驟
(a)研磨可生物降解聚合物；
(b)混合研磨好的可生物降解聚合物和活性藥劑顆粒，由此獲得研磨好的可生物降解聚合物和活性藥劑顆粒的混合好的混合物，其中至少約75％的所述活性藥劑顆粒具有小於約20μm的直徑；
(c)對混合好的混合物進行第一次擠壓，以由此得到第一次擠壓產物；
(d)將第一次擠壓產物粒化；以及
(e)對粒化的第一次擠壓產物進行第二次擠壓，由此獲得用於眼疾患的可生物蝕解植入物；
其中，所述植入物到第14天為止體外釋放約25％至約65％的所含的活性藥劑。
2.根據權利要求1的方法，其中至少約99％的所述活性成分顆粒具有小於約20μm的直徑。
3.根據權利要求1的方法，其中所述活性藥劑選自血管緊張素轉化酶抑制劑、內源性細胞因子、可影響基底膜的藥劑、可影響內皮細胞生長的藥劑、腎上腺素能激動劑或阻斷劑、膽鹼能激動劑或阻斷劑、醛糖還原酶抑制劑、止痛劑、麻醉劑、抗過敏劑、抗炎藥劑、類固醇、抗高血壓劑、升壓劑、抗細菌劑、抗病毒劑、抗真菌劑、抗原蟲劑、抗感染藥劑、抗腫瘤藥劑、抗代謝劑和抗血管形成劑。
4.根據權利要求1的方法，其中所述活性藥劑包括抗炎藥劑或其任何衍生物。
5.根據權利要求1的方法，其中所述活性藥劑包括類固醇抗炎藥劑或其任何衍生物。
6.根據權利要求4的方法，其中所述活性藥劑選自可的松、地塞米松、氟輕鬆、氫化可的松、甲潑尼龍、潑尼松龍、潑尼松、曲安西龍，以及它們的任何衍生物。
7.根據權利要求1的方法，其中所述活性藥劑包括地塞米松。
8.根據權利要求1的方法，其中所述可生物蝕解聚合物包括聚(乳酸-共-乙醇酸)(PLGA)共聚物。
9.根據權利要求8的方法，其中所述乳酸和乙醇酸單體的比例約為50/50重量百分比。
10.根據權利要求8的方法，其中所述PLGA共聚物佔可生物蝕解植入物重量的約20％至約90％。
11.根據權利要求10的方法，其中所述PLGA共聚物佔可生物蝕解植入物重量的約40％。
12.根據權利要求1的方法，其中所述植入物的大小適於植入於眼部區域。
13.根據權利要求12的方法，其中所述眼部區域選自前房、後房、玻璃體腔、脈絡膜、脈絡膜周隙、結膜、結膜下隙、鞏膜外隙、角膜內隙、角膜外隙、鞏膜、睫狀體扁平部、外科手術造成的無血管區、黃斑和視網膜。
14.根據權利要求13的方法，其中所述眼部區域為玻璃體腔。
15.用權利要求1的方法製備的用於治療眼疾患的可生物蝕解植入物。
全文摘要
本發明提供大小適於植入眼部區域的可生物降解植入物，以及治療眼部醫學疾患的方法。植入物由親水末端和疏水末端PLGA的混合物形成，並可向眼部區域送遞活性藥劑且不會有高突發釋放。優選地，植入物由雙擠壓法製備。優選地，至少約75％的所述活性藥劑顆粒具有小於約10或20微米的直徑。
文檔編號A61K9/20GK101721354SQ20091022482
公開日2010年6月9日 申請日期2005年7月25日 優先權日2004年8月13日
發明者夏正國, R·布哈蓋特, T·尼維吉利, L·彭, D·周, D·A·韋伯, W·M·布蘭達 申請人:阿勒根公司