ES2198922T3 - Particulas porosas grandes emitadas por un inhalador. - Google Patents
Particulas porosas grandes emitadas por un inhalador.Info
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Abstract
El uso de partículas para la fabricación de un medicamento para administrar el fármaco al sistema pulmonar, que comprende: partículas que han de administrarse, en una cantidad que resulte efectiva, al tracto respiratorio de un paciente necesitado de tratamiento, profilaxis o diagnóstico, donde las partículas se componen de un agente de diagnóstico, terapéutico o profiláctico y de un material seleccionado de un grupo compuesto por un tensioactivo y una molécula que tiene una carga opuesta a la carga del agente y complejada con él, teniendo dichas partículas una densidad en estado compactado inferior a 0, 4 g/cm3, un diámetro medio comprendido entre 5 y 30 m y un diámetro aerodinámico comprendido entre 1 y 3 m (micrómetros); en donde, antes o durante la administración al tracto respiratorio, las partículas se agregan para formar partículas agregadas, teniendo dichas partículas agregadas un diámetro aerodinámico comprendido entre 3 y 5 m (micrómetros).
Description
Partículas porosas grandes emitidas por un
inhalador.
La presente solicitud está relacionada, en
términos generales, con partículas que se utilizarán para
administrar un fármaco al sistema pulmonar.
Los aerosoles para la administración de agentes
terapéuticos al tracto respiratorio los han descrito, por ejemplo
Adjei, A. and Garren, J. Pharm. Res., 7:
565-569 (1990); y Zanen, P. and Lamm, J.-W.J.
Int. J. Pharm., 114: 111-115 (1995). El tracto
respiratorio comprende las vías respiratorias superiores, con la
orofaringe y la laringe, seguidas por las vías respiratorias
inferiores que comprenden la traquea seguida por sus bifurcaciones
en bronquios y bronquiolos. Las vías respiratorias superiores e
inferiores se denominan vías conductoras del aire. Los bronquiolos
terminales se dividen después en bronquiolos respiratorios que dan
lugar en último extremo a la zona respiratoria final, compuesta por
los alvéolos o pulmón profundo. Gonda, I. "Aerosols for delivery
of therapeutic and diagnostic agents to the respiratory tract",
en Critical Reviews in Therapeutic Drug Carrier Systems, 6:
27-313 (1990). El pulmón profundo, o los alvéolos,
son el destino principal de los aerosoles terapéuticos inhalados
para la administración de fármacos por vía sistémica.
Los aerosoles inhalados se han utilizado para el
tratamiento de las enfermedades locales del pulmón incluida el
asma y la fibrosis quística (Anderson, Am. Rev. Respir.
Dis.,140: 1317-1324 (1989)) y tienen también
potencial para la administración sistémica de péptidos y proteínas
(Patton and Platz, Advanced Drug Delivery Reviews, 8:
179-196 (1992)). Sin embargo, las estrategias de
administración pulmonar de fármacos presentan muchas dificultades
cuando lo que se trata de administrar son macromoléculas; entre
estas dificultades podemos señalar la desnaturalización de la
proteína durante la aerosolización, la pérdida excesiva de fármaco
inhalado en la cavidad orofaríngea (que a menudo supera el 80%),
el escaso control sobre el lugar de depósito, la falta de
reproducibilidad de los resultados terapéuticos debido a
variaciones del patrón respiratorio, a la absorción del fármaco
con frecuencia demasiado rápida, que da lugar a toxicidad local, y
la fagocitosis por parte de macrófagos pulmonares.
Se ha dedicado una atención considerable al
diseño de inhaladores de aerosoles terapéuticos con el fin de
mejorar la eficiencia de los tratamientos que usan la inhalación.
Timsina et. al., Int. J. Pharm., 101: 1-13
(1995); y Tansey, I.P., Spray Technol. Market, 4:
26-29 (1994).
También se ha prestado atención al diseño de la
textura superficial del aerosol formado por polvo seco, sobre todo
en la necesidad de evitar la agregación de las partículas, un
fenómeno que disminuye considerablemente la eficiencia de los
tratamientos basado en la inhalación. French, D.L., Edwards, D.A.
and Niven, RW., J. Aerosol Sci., 27: 769-783
(1996). Las formulaciones en polvo seco ("DPF") donde se usan
partículas de gran tamaño han mejorado las características
referentes a la flotabilidad; por ejemplo, se produce una menor
agregación (Visser, J., Powder Technology 58:
1-10 (1989)), se facilita la aerosolización y
existe en potencia menos fagocitosis. Rudt, S. and R.H. Muller,
J. Controlled Release, 22: 263-272 (1992);
Tabata, Y. and Y. Ikada, J Biomed Mater. Res., 22:
837-858 (1988). Los aerosoles de polvo seco para los
tratamientos por inhalación se preparan, por lo general, con unos
diámetros geométricos medio que se encuentran sobre todo en el
intervalo inferior a los 5 \mum. Ganderton, D., J.
Biopharmaceutical Sciences, 3: 101-105 (1992); y
Gonda,1. "Physico-Chemical Principles in Aerosol
Delivery", en Topics in Pharmaceutical Sciences 1991,
Crommelin, D.J. and K.K. Midha, Eds., Medpharm Scientific
Publishers, Stuttgart, pp. 95-115, 1992. Se han
coadministrado partículas "portadoras" grandes (sin fármaco)
con aerosoles terapéuticos para facilitar que se produzca una
aerosolización eficiente, entre otras ventajas posibles. French,
D.L., Edwards, D.A. and Niven, R.W., J. Aerosol Sci., 27:
769-783 (1996).
El pulmón humano puede eliminar o degradar
rápidamente por hidrólisis aerosoles depositados degradables,
empleando para ello un tiempo que puede oscilar entre unos minutos
y unas horas. En las vías respiratorias superiores, el epitelio
ciliado contribuye a la "escalera mucociliar" gracias a la
cual se limpian las vías respiratorias de partículas que
finalmente se evacuan a través de la boca. Pavia, D. "Lung
Mucociliary Clearance", en Aerosols and the Lung: Clinical
and Experimental Aspects, Clarke, S. W. and Pavia, D., Eds.,
Butterworths, London, 1984. Anderson, Am. Rev. Respir. Dis.,
140: 1317-1324 (1989). En la parte alveolar de
los pulmones, los macrófagos de estos alvéolos son capaces de
fagocitar partículas tan pronto como éstas se depositan. Warheit,
M.B. and Hartsky, M.A., Microscopy Res. Tech., 26:
412-422 (1993); Brain, J.D., "Physiology and
Pathophysiology of Pulmonary Macrophages", en The
Reticuloendothelial System, S.M. Reichard and J. Filkins, Eds.,
Plenum, New York, pp. 315-327, 1985; Dorries, A.M.
and Valberg, PA., Am. Rev. Resp. Disease 146:
831-837 (1991); y Gehr, P., Microscopy Res. and
Tech., 26: 423-436 (1993). Cuando el diámetro de
las partículas supera los 3 \mum, los macrófagos van fagocitando
cada vez menos partículas. Kawaguchi, H., Biomaterials 7:
61-66 (1986); Krenis, L.J. and Strauss, B.,
Proc. Soc. Exp. Med, 107: 748-750 (1961); y
Rudt, S. and Muller, R.H., J. Contr. Rel., 22:
263-272 (1992). Sin embargo, también se ha visto
que incrementar el tamaño de las partículas minimiza la
probabilidad de que éstas (cuya densidad es la estándar) entren en
las vías respiratorias y en los acinos debido a la excesiva
deposición que se produce en las regiones orofaríngea y nasal.
Heyder, J., J. Aerosol Sci., 17: 811-825
(1986).
\newpage
Los tratamientos por inhalación local y sistémica
pueden beneficiarse, a menudo, de una liberación controlada
relativamente lenta del agente terapéutico. Gonda, I.,
"Physico-chemical principles in aerosol
delivery", en Topics in Pharmaceutical Sciences 1991,
D.J.A. Crommelin and K.K. Midha, Eds., Stuttgart: Medpharm
Scientific Publishers, pp. 95-117 (1992). La
liberación lenta desde el aerosol terapéutico puede prolongar la
residencia de un fármaco administrado en las vías aéreas o en los
acinos y disminuir la velocidad de aparición del fármaco en la
corriente sanguínea. Además, el cumplimiento del tratamiento por
parte del paciente se aumenta reduciendo la frecuencia con que debe
administrase la dosis. Gonda, I. "Aerosols for delivery of
therapeutic and diagnostic agents to the respiratory tract", en
Critical Reviews in Therapeutic Drug Carrier Systems, 6:
273-313 (1990). La administración con liberación
controlada del fármaco al pulmón puede simplificar la manera en
que se toman muchos medicamentos. Gonda, I., Adv. Drug Del.
Rev., 5: 1-9 (1990); y Zeng, X., et al., Int.
J. Pharm.,124: 149-164 (1995). La
administración pulmonar de medicamentos es una alternativa
atractiva a la administración oral, transdérmica y parenteral ya
que la autoadministración es sencilla, los pulmones suministran una
gran superficie mucosa para la absorción de medicamentos y existe
una baja actividad enzimática y una baja degradación de fármacos
mediada por el pH si se compara con lo que ocurre al utilizar la
vía oral. Mediante la inhalación se puede lograr una
biodisponibilidad relativamente alta de muchas moléculas, incluso de
macromoléculas. Wall, D.A., Drug Delivery, 2:
1-20 1995; Patton, J. and Platz, R., Adv. Drug
Del. Rev., 8: 179-196 (1992); y Byron, P.,
Adv Drug. Del. Rev., 5: 107-132 (1990). Como
resultado se están utilizando o están en fase de prueba varias
formulaciones en aerosol de fármacos terapéuticos para la
administración al pulmón. Patton, J.S., et al., J. Controlled
Release, 28: 79-85 (1994); Damms, B. and Bains,
W., Nature Biotechnology (1996); Niven, RW., et al.,
Pharm. Res., 12(9): 1343-1349 (1995); y
Kobayashi, S., et al., Pharm. Res., 13(1):
80-83 (1996).
Los fármacos administrados actualmente por
inhalación vienen principalmente en formulaciones como aerosol
líquido. Sin embargo, muchos fármacos y excipientes, sobre todo
proteínas (Liu, R., et al., Biotechnol. Bioeng., 37:
177-184 (1991)) y portadores biodegradables como
los ácidos polilácticos-coglicólidos (PLGA), son
inestables en medio acuoso si se mantienen en un medio de este
tipo durante mucho tiempo. Esto puede convertir en problemático el
almacenamiento como formulación líquida. Además, se puede producir
desnaturalización de las proteínas durante la aerosolización de
formulaciones líquidas. Mumenthaler, M., et al., Pharm. Res.,
11: 12-20 (1994). Tomando en cuenta éstas y
otras limitaciones, cada vez hay más interés por las formulaciones
de aerosol como polvo seco (DPF) para la administración pulmonar
de medicamentos. Damms, B. and W. Bains, Nature
Biotechnology (1996); Kobayashi, S., et al., Pharm. Res.,
13(1) : 80-83 (1996); y Timsina, M.,
et al., Int. J. Pharm., 101: 1-13 (1994). Sin
embargo, entre las desventajas de los DPF se encuentra que los
particulados ultrafinos suelen tener una mala flotabilidad y malas
propiedades para la aerosolización, lo que provoca que las
fracciones respirables del aerosol sean relativamente bajas, y son
las fracciones del aerosol inhalado que esquivan su deposición en
la boca y en la garganta. Gonda, L, en Topics in Pharmaceutical
Sciences 1991, D. Crommelin and K. Midha, Editors, Stuttgart:
Medpharm Scientific Publishers, 95-117 (1992). Con
muchos aerosoles suele preocupar fundamentalmente la agregación de
los particulados provocada por las interacciones entre partículas,
por ejemplo por interacciones hidrófobas, electrostáticas y
capilares. Un tratamiento efectivo por inhalación de polvo seco
destinada a la liberación a corto y largo plazo de agentes
terapéuticos, bien por administración local o bien por
administración sistémica, exige que el polvo muestre una
agregación mínima; también se necesita disponer de un medio para
evitar o suspender los mecanismos naturales de limpieza del pulmón
hasta que los fármacos se hayan administrado de manera
efectiva.
Se necesitan mejores aerosoles inhalados para la
administración pulmonar de agentes terapéuticos. También es
necesario desarrollar portadores farmacológicos que sean capaces
de suministrar el fármaco en una cantidad efectiva a las vías
respiratorias o a la zona alveolar del pulmón. Además, existe la
necesidad de desarrollar portadores farmacológicos para usarlos
como aerosoles inhalados que sean biodegradables y capaces de
liberar el medicamento de manera controlada en las vías
respiratorias o en la zona alveolar del pulmón. También se
necesitan partículas para la administración pulmonar de
medicamentos, partículas que muestren mejores propiedades de
aerosolización.
Por lo tanto, es objeto de la presente invención
suministrar mejores portadores para la administración pulmonar de
agentes terapéuticos. También es objeto de la presente invención
suministrar aerosoles inhalados que sean portadores efectivos para
la administración de agentes terapéuticos a la zona alveolar del
pulmón. Otro objeto de la invención es suministrar portadores para
la administración pulmonar que eviten la fagocitosis en la parte
alveolar del pulmón. Otro objeto más de la invención es suministrar
portadores para la administración pulmonar de medicamentos que sean
biodegradables y puedan liberar el fármaco a una velocidad
controlada. Otro objeto más de la invención es suministrar
partículas para la administración pulmonar de medicamentos que
mejoren las propiedades de aerosolización y optimicen las
interacciones entre partículas.
Las características de la invención son las
establecidas en las reivindicaciones.
Por lo tanto, se refiere a partículas que
comprenden un tensioactivo y/o un complejo hidrófilo o hidrófobo
de un agente terapéutico con carga positiva o negativa y una
molécula de carga opuesta a la carga de este agente para la
administración de agentes terapéuticos o de diagnóstico al sistema
pulmonar; se indican los métodos para su síntesis y administración.
Ejemplos de tensioactivos son los de origen natural como las
fosfatidilcolinas, por ejemplo la dipalmitoilfosfatidilcolina
("DPPC"). Ejemplos de complejos hidrófilos o hidrófobos son
los que pueden formar con la insulina (de carga negativa) y la
protamina (de carga positiva). En una materialización física
preferida, las partículas son ligeras aerodinámicamente, están
fabricadas con un material biodegradable y tienen una densidad en
estado compactado inferior a los 0,4 g/cm^{3}. Las partículas
"ligeras aerodinámicamente" suelen tener un diámetro medio
comprendido entre 5 \mum y 30 \mum, y un diámetro aerodinámico
que permite administrarlas al sistema pulmonar, incluida la parte
alveolar de los pulmones, las vías respiratorias centrales y las
vías respiratorias superiores. La densidad en estado compactado es
inferior a los 0,4 g/cm^{3} y el diámetro medio está comprendido
entre 5 y 30 \mum tienen la finalidad de producir partículas
cuyo diámetro aerodinámico esté comprendido entre uno y cinco
micrómetros aproximadamente o más, en algunos casos, si se desea.
En otra materialización física preferida, las partículas tienen
una densidad inferior a 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio
comprendido entre 5 y 30 \mum. Por ejemplo, la densidad que en
general es inferior a 0,4 g/cm^{3} y el diámetro medio
comprendido entre 5 y 30 \mum tienen ambos como finalidad
producir partículas cuyo diámetro aerodinámico sea de 1 a 5 \mum o
más, entre 1 y 3 \mum preferiblemente. Las partículas pueden
estar formadas por materiales biodegradables como polímeros
biodegradables, proteínas, tensioactivos u otros materiales solubles
o insolubles en agua. Las partículas pueden estar formadas también
por excipientes solubles en agua, como la trehalosa o la lactosa,
o por proteínas, como las que se van a administrar. En una
materialización física, las partículas comprenden solamente un
agente terapéutico, profiláctico o de diagnóstico que se va a
administrar al paciente, complejado con otra molécula cargada. En
una segunda materialización física, las partículas comprenden
solamente el agente y un tensioactivo. En una tercera
materialización física, las partículas comprenden el tensioactivo
y moléculas cargadas, complejados y el complejo puede mostrar una
liberación sostenida.
Las partículas se pueden utilizar para mejorar la
administración de un agente terapéutico a las vías aéreas o a la
región alveolar del pulmón. Las partículas se pueden aerosolizar
de manera efectiva para administrarlas al tracto respiratorio con el
fin de permitir la administración local o sistémica de muy
diversos agentes terapéuticos. También, y de manera opcional, se
pueden administrar a la vez que partículas portadoras más grandes,
desprovistas de agente terapéutico y que tienen, por ejemplo, un
diámetro medio situado entre 50 y 100 \mum. Las partículas se
pueden utilizar para formar una composición que incluya las
partículas y un portador aceptable desde el punto de vista
farmacéutico para la administración a un paciente, preferiblemente
para la administración por inhalación.
Conforme a una de las materializaciones físicas
de la invención, las partículas mismas que son ligeras desde el
punto de vista aerodinámico pueden utilizarse como portadoras para
la administración de un agente terapéutico, profiláctico o de
diagnóstico al sistema pulmonar. Tales agentes portadores ligeros
desde el punto de vista aerodinámico pueden incluir uno o más
tensioactivos, polímeros biocompatibles y/o excipientes como los
que se describen más abajo. Según esta materialización física de la
invención, se puede añadir a la invención un agente terapéutico,
profiláctico o de diagnóstico en el portador aerodinámicamente
ligero para su administración al sistema pulmonar. Los portadores
ligeros aerodinámicamente pueden transportar agentes de diagnóstico,
profilácticos o terapéuticos de pequeño tamaño cuyo tamaño de
partícula sea de unos nanómetros.
La invención también está relacionada con un
método para la administración de fármacos al sistema pulmonar que
emplea las partículas descritas en la presente solicitud. El método
consiste en la administración al tracto respiratorio de un paciente
necesitado de tratamiento, profilaxis o diagnóstico, de una
cantidad efectiva de partículas que comprenden un agente
terapéutico, profiláctico o de diagnóstico y un material
seleccionado de entre el grupo compuesto por un tensioactivo y una
molécula de carga opuesta a la carga del agente terapéutico y
complejada con él. Según una materialización física de la
invención, las partículas tienen una densidad en estado compactado
inferior a 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio comprendido entre
los 5 y los 30 \mum. Según otra materialización física de la
invención, las partículas tienen una densidad en estado compactado
inferior a 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio comprendido entre los
5 y los 30 \mum.
En una materialización física, el método de la
invención está relacionado con la administración al tracto
respiratorio de un paciente de partículas cuyo diámetro
aerodinámico está comprendido entre 1 y 5 \mum aproximadamente. En
una materialización física preferida, el método de la invención
está relacionado con la administración al tracto respiratorio de
un paciente de partículas cuyo diámetro aerodinámico está
comprendido entre 1 y 5 \mum aproximadamente. En otra
materialización física preferida, el método de la invención está
relacionado con la administración al tracto respiratorio de un
paciente de partículas cuyo diámetro aerodinámico está comprendido
entre 3 y 5 \mum aproximadamente.
En una materialización física, el método de
administración del fármaco al sistema pulmonar consiste en
administrar al tracto pulmonar del paciente necesitado de
tratamiento, profilaxis o diagnóstico una cantidad efectiva de
partículas que comprenden un agente terapéutico, profiláctico o de
diagnóstico y una molécula seleccionada de entre un grupo que
tenga carga opuesta a la carga del agente terapéutico y complejada
con él, en el cual las partículas tienen una densidad en estado
compactado de 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio comprendido entre
5 y 30 \mum, que puedan dar un diámetro aerodinámico de las
partículas comprendido entre uno y tres micrómetros aproximadamente,
y por el cual las partículas se agreguen para formar agregados
particulares. Las partículas agregadas tienen un diámetro
aerodinámico comprendido entre tres y cinco micrómetros,
aproximadamente. Tal y como se utiliza aquí, los términos
"agregado" o "agregación" se pueden utilizar con el
mismo significado que los términos "aglomerado" o
"aglomeración".
Conforme a una materialización física de la
invención, las partículas son apoliméricas tal y como se describe
más abajo.
La invención tiene numerosas ventajas. Por
ejemplo, la invención suministra un método según el cual el
diámetro aerodinámico de un lote de partículas dado, que tiene
unos valores definidos de diámetro medio y densidad en estado
compactado, se puede ajustar de tal manera que satisfaga los
requisitos de determinadas regiones del sistema pulmonar.
La Figura 1 es un gráfico que compara la fracción
de masa de la dosis inicial que se libera del dispositivo de
inhalador de polvo seco, tras la aerosolización in vitro de
microesferas de ácido
poli-D,L-láctico-coglicólico
("PGLA") hechas por el procedimiento de la doble emulsión con
y sin incorporación de
dipalmitoil-L-\alpha-fosfatidilcolina
(DPPC).
La Figura 2 es un gráfico donde se compara la
fracción de masa de la dosis aerosolizada que se deposita en
diferentes etapas del impactador de cascada tras las
aerosolización in vitro de microesferas de PLGA fabricadas
según el procedimiento de la doble emulsión con y sin
incorporación de DPPC.
La Figura 3 es un gráfico que muestra el
comportamiento de aerosolización de las microesferas de PLGA
fabricadas por secado mediante pulverización con y sin
incorporación de DPPC, donde se muestra la fracción de masa de la
dosis inicial que se libera del dispositivo de inhalador de polvo
seco tras la aerosolización in vitro.
La Figura 4 es un gráfico donde se comparan los
comportamientos respectivos de aerosolización in vitro de
las microesferas de PLA y de PLGA fabricadas por secado mediante
pulverización con y sin incorporación de DPPC, y donde se muestra la
fracción de masa de la dosis aerosolizada que se deposita en
etapas de un impactador de cascada y que corresponde a la
"fracción respirable".
La Figura 5 es un gráfico que compara la
concentración plasmática de insulina (ng/ml) por unidad de tiempo
(horas).
La Figura 6 es un gráfico que compara la
liberación de albuterol (%) a lo largo del tiempo (horas).
La Figura 7 es un gráfico que compara la
liberación in vitro de albuterol (%) a lo largo del tiempo
(horas) en función de las distintas proporciones de DPPC, albúmina,
lactosa y albuterol. La Figura 8 es un gráfico que compara el
cambio en la resistencia de las vías respiratorias (cmH2O/ml/s)
por unidad de tiempo (horas).
La Figura 9 muestra un trazado donde se compara
el diámetro aerodinámico de partículas completamente dispersadas
con el de las partículas agregadas.
La Figura 10 muestra un trazado donde se presenta
el diámetro aerodinámico medio de las partículas medido con el
dispositivo de tiempo de vuelo API Aerosizer® y Aerodisperser® en
función de la tasa de cizallamiento. La Figura 11 muestra un
trazado que presenta la distribución de tamaños aerodinámicos tras
salir de un inhalador de polvo seco.
Ahora se describirán más en particular en su
relación con las ilustraciones adjuntas las características y
otros detalles de la invención, bien como pasos de la invención o
combinadas con otras partes de ésta, y se señalarán en las
reivindicaciones.
La invención se refiere a partículas que
comprenden un tensioactivo y/o un complejo hidrófilo o hidrófobo de
un agente terapéutico, profiláctico o de diagnóstico con carga
positiva o negativa y una molécula provista de carga opuesta para la
administración al sistema pulmonar, y se suministran métodos para
su síntesis y administración. Las partículas pueden incluir, pero
no necesariamente, un agente terapéutico, profiláctico o
diagnóstico. En una materialización física, las partículas
comprenden sólo un agente terapéutico, profiláctico o de
diagnóstico para su administración a un paciente. En una segunda
materialización física, las partículas comprende un agente
terapéutico, profiláctico o de diagnóstico y un tensioactivo.
Las partículas tienen una densidad en estado
compactado inferior a 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio
comprendido entre 5 y 30 \mum que de manera combinada dan un
diámetro aerodinámico comprendido entre un y cinco micrómetros,
preferiblemente entre uno y tres micrómetros. El diámetro
aerodinámico se calcula de manera que permita la deposición máxima
en el interior de los pulmones, conseguida anteriormente por el uso
de partículas muy pequeñas de diámetro inferior a cinco
micrómetros, preferiblemente entre uno y tres micrómetros, que a
continuación sufren fagocitosis. La selección de partículas que
tienen un diámetro mayor, pero son lo suficientemente ligeras (de
aquí la caracterización de "ligeras aerodinámicamente") dan
como resultado una administración equivalente a los pulmones, pero
las partículas de tamaño superior no se fagocitan. Con partículas
de superficie rugosa o desigual se puede obtener una administración
mejor que con las de superficie lisa. Por lo general la presencia
de un tensioactivo reduce al mínimo la agregación indeseable de
las partículas. Sin embargo, tal y como se describe con más
detalle a continuación, la invención está relacionada además con un
método de administración al sistema pulmonar en el cual se utiliza
cierta agregación para obtener partículas cuyo diámetro
aerodinámico es superior al de las partículas que se han sometido
a dispersión completa. La presencia de un complejo del agente
terapéutico con una molécula de carga opuesta permite obtener una
administración sostenida del agente. Según una materialización
física de la invención, las partículas tienen una densidad inferior
a 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio comprendido entre los 5 y los
30 \mum. La densidad y la relación entre ésta y el diámetro
aerodinámico medio se analiza en la solicitud de patente de los
EE.UU. Nº 09/194.068, presentada el 23 de mayo de 1997, pendiente de
concesión, que es continuación de la Nº 08/655.570, presentada el
24 de mayo de 1997, a la que se renunció.
En una materialización física preferida, el
diámetro aerodinámico medio de las partículas cuya densidad es
inferior a unos 0,4 g/cm^{3} y cuyo diámetro medio comprendido
entre 5 y 30 \mum es de entre uno y cinco micrómetros.
Las partículas se pueden utilizar para la
administración sistémica o local controlada de un agente
terapéutico o de diagnóstico al tracto respiratorio mediante su
aerosolización. La administración de partículas al pulmón mediante
aerosolización permite administrar a la zona alveolar del pulmón
aerosoles terapéuticos de diámetro relativamente grande, por
ejemplo los que tienen un diámetro medio superior a 5 \mum. Se
pueden fabricar de manera que tengan una textura superficial
rugosa para reducir su aglomeración y mejorar la flotabilidad del
polvo. Tienen mejores propiedades de cara a la aerosolización. Se
pueden fabricar de manera que tengan características que mejoren la
aerosolización con dispositivos inhaladores de polvo seco y den
lugar a una menor deposición en la boca, la garganta y en el
dispositivo inhalador.
Las partículas se pueden utilizar para formar una
composición que las incluya tanto a ellas como a un portador
aceptable desde el punto de vista farmacéutico para su
administración a un paciente, preferiblemente para la administración
mediante inhalación. Los portadores adecuados son los usados
habitualmente para los tratamientos por inhalación. Los expertos en
la materia pueden determinar fácilmente un portador apropiado
desde el punto de vista farmacéutico para utilizarlo en la
administración de partículas mediante inhalación.
Las partículas se pueden preparar por completo
con un agente terapéutico o de diagnóstico, o combinando el agente
y un tensioactivo. Estas partículas, preferiblemente, son
biodegradables y biocompatibles y, de manera opcional, son capaces
de biodegradarse a una velocidad controlada para suministrar un
agente terapéutico o de diagnóstico. Estas partículas se pueden
fabricar con muy diversos materiales. Se pueden utilizar tanto
materiales orgánicos como inorgánicos. Por ejemplo, se pueden
utilizar cerámicas. También se pueden utilizar materiales
poliméricos y no poliméricos, como ácidos grasos, para formar
partículas ligeras desde el punto de vista aerodinámico. Otros
materiales adecuados son, entre otros, la gelatina, el
polietilénglicol, la trehalosa y el dextrano. Se pueden diseñar y
fabricar partículas con tiempos de liberación y degradación que
oscilan entre segundos y meses, tomando en cuenta factores tales
como el material que compone las partículas. Las diferentes
propiedades de las partículas que pueden contribuir su ligereza
aerodinámica son su composición, la presencia de irregularidad de
su superficie o la presencia de poros o cavidades en el interior
de la partícula.
Las partículas poliméricas pueden formarse a
partir de cualquier polímero o copolímero o mezcla biocompatible,
preferiblemente degradable. Los polímeros preferidos son aquellos
capaces de formar partículas aerodinámicamente ligeras cuya
densidad en estado compactado sea inferior a unos 0,4 g/cm^{3},
cuyo diámetro medio esté comprendido entre 5 y 30 \mum y su un
diámetro aerodinámico se sitúe entre uno y cinco micrómetros
(preferiblemente entre 1 y 3 micrómetros). Los polímeros se pueden
adaptar de manera que se optimicen las diferentes características
de la partícula, como: i) las interacciones entre el agente que se
va a suministrar y el polímero para permitir la estabilización del
agente y la conservación de la actividad en la administración; ii)
la tasa de degradación del polímero y, por lo tanto, los perfiles
de velocidad de liberación del medicamento; iii) las
características de superficie y las capacidades de alcance de la
diana mediante la modificación química; y iv) la porosidad de la
partícula.
Para formar las partículas se pueden utilizar
polímeros con erosión de superficie como los polianhídridos. Por
ejemplo se pueden utilizar polianhídridos como
poli[(p-carboxifenoxi)-hexano
anhídrido] (PCHP). Los polianhídridos biodegradables se describen
en la patente de los EE.UU. Nº 4.857.311.
En otra materialización física se pueden utilizar
polímeros con erosión como los basados en poliésteres, incluido
los polihidroxiácidos. Por ejemplo para formar las partículas se
puede utilizar ácido poliglicólico (PGA), ácido poliláctico (PLA) o
copolímeros de los mismos. Los poliésteres pueden tener también un
grupo cargado o funcionalizable, como pueda ser un grupo
aminoácido. En una materialización física preferida, se pueden
formar partículas con propiedades controladas en cuanto se refiere
a la liberación a partir de ácido
poli-D,L-láctico y/o ácido
poli-D,L-láctico-coglicólico
("PLGA") que comprende un tensioactivo como la DPPC.
Otros polímeros son las poliamidas, los
policarbonatos, los polialquilenos como el polietileno, el
polipropileno, el polietilénglicol, el óxido de polietileno, el
polietilentereftalato, compuestos polivinílicos como los alcoholes
polivinílicos, los ésteres polivinílicos, los ésteres de
polivinilo, los polímeros de ácidos acrílico y metacrílico, las
celulosas y otros polisacáridos, péptidos o proteínas, o proteínas,
o mezclas de estos. Dichos polímeros se pueden seleccionar o
modificar de manera que tengan la estabilidad y las velocidades de
degradación apropiadas in vivo para las diferentes
aplicaciones de administración controlada del fármaco.
En una materialización física, se forman
partículas aerodinámicamente ligeras a partir de copolímeros
injertados de poliéster funcionalizado, tal y como se describe en
Hrkach et al., Macromolecules, 28: 4736-4739
(1995); y Hrkach et al.,
"Poly(L-Lactic acid-coamino
acid) Graft Copolymers: A Class of Functional Biodegradable
Biomaterials" en Hydrogels and Biodegradable Polymers for
Bioapplications, ACS Symposium Series No. 627, Raphael M.
Ottenbrite et al., Eds., American Chemical Society, Chapter
8, pp. 93-101,1996.
Para formar las partículas se pueden utilizar
materiales distintos de los polímeros biodegradables. Los
materiales adecuados son diversos polímeros no biodegradables y
diversos excipientes.
También se pueden formar partículas a partir de
un agente terapéutico o de diagnóstico y de un tensioactivo
solamente. En una materialización física, las partículas se pueden
formar con el tensioactivo e incluir un agente terapéutico o de
diagnóstico para mejorar la eficiencia de aerosolización debido a
una menor interacción superficial de las partículas y reducir
potencialmente la pérdida de agente debida a fagocitosis por parte
de los macrófagos alveolares.
Para formar las partículas se pueden utilizar
materiales distintos de los polímeros biodegradables. Los
materiales adecuados son diversos polímeros no biodegradables y
diversos excipientes.
También se pueden formar partículas a partir de
un agente terapéutico o de diagnóstico y de un tensioactivo
solamente. En una materialización física, las partículas se pueden
formar con el tensioactivo e incluir un agente terapéutico o de
diagnóstico para mejorar la eficiencia de aerosolización gracias a
una menor interacción superficial de las partículas y reducir
potencialmente la pérdida de agente debida a fagocitosis por parte
de los macrófagos alveolares.
Tal y como se utiliza aquí, el término
"partículas no poliméricas" se refiere a partículas que no
comprenden polímeros como los descritos en la sección anterior.
Para suministrar un ejemplo específico, las partículas no
poliméricas no comprenden PLA, FGA ni PLGA.
En una materialización física, las partículas no
poliméricas comprenden un agente terapéutico, profiláctico o de
diagnóstico y un tensioactivo. En otra materialización física, las
partículas no poliméricas se componen de un agente de diagnóstico,
profiláctico o terapéutico y de una molécula provista de una carga
opuesta a la carga del agente y complejado con el mismo. Según una
materialización física de la invención, las partículas no
poliméricas tienen una densidad en estado compactado inferior a 0,4
g/cm^{3} y un diámetro medio comprendido entre los 5 y los 30
\mum. Según otra materialización física de la invención, las
partículas no poliméricas tienen una densidad en estado compactado
inferior a 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio comprendido entre los
5 y los 25 \mum.
Las partículas no poliméricas pueden incluir
también excipientes como los descritos a continuación.
Además de un agente terapéutico o de diagnóstico
(o, posiblemente, otras moléculas que se desea administrar), las
partículas pueden incluir y preferiblemente comprenden uno o más
de los excipientes siguientes: un azúcar, como la lactosa, una
proteína, como la albúmina, y/o un tensioactivo.
Si el agente que se va a administrar tiene carga
negativa (como pueda ser el caso de la insulina), se puede añadir
protamina u otras moléculas de carga positiva para suministrar un
complejo lipófilo que da lugar a una liberación sostenida del agente
de carga negativa. Se pueden utilizar moléculas de carga negativa
para hacer insolubles los agentes cargados positivamente.
Entre los tensioactivos que se pueden incluir en
partículas para mejorar sus propiedades de aerosolización están
comprendidos los fosfoglicéridos. Ejemplos de fosfoglicéridos son
las fosfatidilcolinas, como el tensioactivo de presentación natural
dipalmitoil-L-\alpha-fosfatidilcolina
("DPPC"). Los tensioactivos mejoran ventajosamente las
propiedades de superficie; por ejemplo, reduciendo las interacciones
partícula-partícula y pueden hacer que la
superficie de las partículas sea menos adhesiva. El uso de
tensioactivos endógenos del pulmón puede evitar la necesidad de usar
los tensioactivos no fisiológicos.
Tal y como se utiliza en este documento, el
término "tensioactivo" se refiere a cualquier agente que
preferiblemente se absorba a la interfaz entre dos fases
inmiscibles, como por ejemplo la interfaz entre agua y una solución
orgánica, la interfaz agua/aire o la interfaz solvente
orgánico/aire. Los tensioactivos suelen poseer una región hidrófila
y una región lipófila de manera que, al absorberse a
micropartículas, tienden a presentar al entorno regiones que no
atraen partículas de revestimiento similar, con lo que se reduce su
aglomeración. Los tensioactivos pueden promover también la
absorción de un agente terapéutico o de diagnóstico e incrementar
la biodisponibilidad del agente.
Tal y como se utiliza en este documento, la
expresión "una partícula que comprende un tensioactivo" se
refiere a una partícula con un tensioactivo que aparece al menos en
la superficie de aquella. El tensioactivo se puede incluir en la
partícula y en la superficie durante la formación de aquella, o se
puede aplicar como recubrimiento de ella tras la formación de la
partícula. El tensioactivo se puede aplicar como recubrimiento de
la superficie de la partícula por adsorción, fijación iónica o
covalente, o puede quedar "atrapado" físicamente por la
matriz circundante. Por ejemplo, el tensioactivo se puede incluir
en las partículas de liberación controlada como son las microesferas
poliméricas. Colocar un tensioactivo en la superficie de las
partículas puede reducir la tendencia de las partículas a
aglomerarse por interacciones tales como las electrostáticas, de
Van der Waals y la acción capilar. La presencia de un tensioactivo
en la superficie de la partícula puede conseguir que ésta sea más
rugosa, con lo que mejora la aerosolización y reduce el área
superficial disponible para la interacción íntima entre partículas.
El uso de un tensioactivo que sea un material natural del pulmón
puede reducir en potencia la opsonización (lo que reduce la
fagocitosis por parte de los macrófagos alveolares)y por lo
tanto suministra partículas de liberación controlada y vida
prolongada en el pulmón.
Se pueden utilizar los tensioactivos conocidos en
la industria, incluido cualquiera de los tensioactivos naturales.
Otros ejemplos de tensioactivos son el difosfatidilglicerol
(DPPG), el hexadecanol, ácidos grasos como el polietilénglicol
(PEG), el polioxietilen-9 lauril éter, un ácido
graso activo en superficie como el ácido palmítico o el oleico, el
trioleato de sorbitan (Span 85), el glicocolato, la surfactina, un
poloxómero, los ésteres del ácido graso sorbitán como el trioleato
de sorbitán, tiloxapol y un fosfolípido.
Si las moléculas son hidrófilas y tienden a
solubilizarse rápidamente en un entorno acuoso, otro método para
lograr una liberación sostenida en el tiempo es utilizar colesterol
o una concentración muy alta de tensioactivo. Esta metodología de
complejación se aplica también a partículas que no son ligeras
aerodinámicamente.
Se pueden preparar partículas poliméricas
utilizando evaporación simple o doble del solvente de la emulsión,
el secado por pulverización, la extracción del solvente, la
evaporación del solvente, la separación de fases, la coacervación
simple o compleja, la polimerización interfacial, la dióxido de
carbono a temperatura supercrítica (CO_{2}) y otros métodos bien
conocidos por los expertos en la materia. Las partículas se pueden
formar usando métodos para fabricar microesferas o microcápsulas ya
conocidos en este campo, siempre y cuando se optimicen las
condiciones para conseguir la formación de partículas con el
diámetro aerodinámico deseado, o se realicen otros pasos
suplementarios para seleccionar partículas provistas de la
densidad y el diámetro suficiente de manera que el resultado sean
partículas aerodinámicas de diámetro comprendido entre uno y cinco
micrómetros, preferiblemente entre uno y tres micrómetros.
Los métodos desarrollados para fabricar
microesferas destinadas a la administración de agentes
encapsulados se describen en la bibliografía, por ejemplo en
Doubrow, M., Ed., "Microcapsules and Nanoparticles in Medicine
and Pharmacy", CRC Press, Boca Raton, 1992. También se
describen métodos en Mathiowitz and Langer, J. Controlled
Release 5: 13-22 (1987); Mathiowitz, et
al., Reactive Polymers 6: 275-283
(1987); y Mathiowitz et al., J. Appl. Polymer Sci. 35:
755-774 (1988). La selección del método depende a
su vez de la selección de polímeros, del tamaño, de la morfología
externa y de la cristalinidad que se desea; estos métodos se
describen, por ejemplo, en Mathiowitz, et al., Scanning
Microscopy 4: 329-340 (1990); Mathiowitz, et
al., J. Appl. Polymer Sci. 45: 125-134 (1992);
y Benita, et al., J. Pharm. Sci. 73:
1721-1724 (1984).
En la evaporación del solvente que se describe,
por ejemplo en Mathiowitz, et al., (1990), Benita; y en la
patente de EE.UU. Nº 4.272.398 otorgada a Jaffe, el polímero se
disuelve en un solvente orgánico volátil, como el cloruro de
metileno. Se pueden utilizar diferentes concentraciones de
polímero comprendidas, por ejemplo, entre 0,05 y 1,0 g/ml. Los
agentes terapéuticos o de diagnóstico, bien en forma soluble o bien
en forma dispersa como partículas finas, se añaden a la solución
de polímero y la mezcla se suspende en una fase acuosa que
contiene un agente activo de superficie como pueda ser el alcohol
polivinílico. La fase acuosa puede ser, por ejemplo, una
concentración de alcohol polivinílico del 1% p/v en agua
destilada. La emulsión resultante se agita hasta conseguir la
evaporación de la mayor parte del solvente orgánico, dejando
microesferas sólidas que se pueden lavar en agua y secar durante
toda la noche en un liofilizador. Usando este método se pueden
obtener microesferas de diferentes tamaños (entre 1 y 1.000
micrómetros) y morfologías.
La eliminación del solvente estaba destinada
principalmente a su uso en polímeros menos estables, como los
polianhídridos. Según este método, el agente se dispersa o
disuelve en una solución de un polímero seleccionado realizada en un
solvente orgánico volátil como el cloruro de metileno.
A continuación, la mezcla se suspende por
agitación en aceite, por ejemplo en aceite de silicona, para
formar una emulsión. Antes de que transcurran 24 horas, el solvente
se difunde a la fase aceitosa y las gotitas de emulsión se
endurecen para formar microesferas de polímero sólidas. A
diferencia del método de microencapsulación por
calor-fusión descrito, por ejemplo en Mathiowitz,
et al., Reactive Polymers, 6: 275 (1987), este método se
puede utilizar para formar microesferas a partir de polímeros que
exhiban puntos de fusión altos y de un amplio intervalo de pesos
moleculares. Por este procedimiento se pueden obtener microesferas
de diámetro comprendido entre 1 y 300 \mum.
En algunos sistemas poliméricos, las partículas
poliméricas se preparan utilizando una técnica de emulsión simple
o doble y el tamaño varía según sea el de las gotitas. Si las
gotitas de las emulsiones de agua-aceite no son de
un tamaño suficientemente pequeño como para formar partículas de
tamaño comprendido en el intervalo deseado, se pueden preparar
gotitas más pequeñas utilizando para ello, por ejemplo, la
sonicación o la homogeneización de la emulsión, o añadiendo
tensioactivos. Si las partículas preparadas por cualquiera de los
métodos anteriores son de tamaño situado fuera del intervalo
deseado, las partículas se pueden separar por tamaños utilizando,
por ejemplo, una criba y se pueden separar a continuación según la
densidad utilizando técnicas conocidas por los entendidos en la
materia. Como alternativa, las partículas de tamaño mayor se pueden
moler o triturar, mientras que es necesario desechar las que no
alcanzan el límite inferior de tamaño del intervalo.
Las partículas poliméricas se preparan
preferiblemente mediante secado por pulverización. Antes de que
aparecieran los métodos de secado de este tipo, descritos por
describieron Sutton and Johnson en PCT WO 96/09814, se divulgó la
preparación de micropartículas esféricas y lisas donde al menos el
90% de ellas tenían un tamaño medio comprendido entre 1 y 10
\mum. El método que se divulga aquí suministra micropartículas
no esféricas rugosas (no lisas) que comprenden un material soluble
en agua combinado con otro insoluble en este elemento. Al menos el
90% de las partículas poseen un diámetro medio comprendido entre 5
y 30 \mum y una densidad en estado compactado o real baja
(inferior a 0,4 g/cm^{3}).
Las partículas pueden incluir diversos complejos
de agentes de diagnóstico o terapéuticos que se administrarán con
moléculas de carga opuesta, o pueden incluir sustancias tales como
lípidos que permiten una liberación sostenida de moléculas grandes
y pequeñas. Se puede realizar la adición de estos complejos o
sustancias a partículas de cualquier tamaño y forma, y resulta de
utilidad especial para modificar la velocidad de liberación de
agentes terapéuticos de las partículas inhaladas.
Las partículas aerodinámicamente ligeras de la
invención se pueden fabricar utilizando los métodos divulgados
aquí.
El diámetro medio de las partículas se puede
medir utilizando un instrumento detector de zona eléctrica como el
Coulter Multisizer IIe (Coulter Electronics, Luton, Beds,
Inglaterra) o un instrumento de difracción láser (por ejemplo,
Helos, Sympatec, New Jersey). En una materialización física
preferida, las partículas aerodinámicamente ligeras tienen un
diámetro mínimo de 5 micrómetros. El diámetro de las partículas de
la muestra variará según factores como la composición de aquellas
y los métodos de síntesis. Se puede seleccionar la distribución de
tamaños de las partículas de la muestra para permitir una
deposición óptima en los sitios diana del tracto respiratorio.
Las partículas aerodinámicamente ligeras se
pueden fabricar o separar, por ejemplo por filtración o
centrifugación, para suministrar una muestra de partículas cuya
distribución de tamaños sea la preseleccionada. Por ejemplo, más
del 30%, 50%, 70% u 80% de las partículas de una muestra pueden
tener un diámetro situado dentro del intervalo seleccionado (al
menos 5 \mum). El intervalo seleccionado donde se encuentre un
porcentaje determinado de las partículas debe estar situado, por
ejemplo, entre unas 5 y unas 30 \mum (u, opcionalmente, entre 5
y 15 \mum). En una materialización física preferida, al menos
una parte de las partículas tienen un diámetro comprendido entre 9
y 11 \mum, aproximadamente. De manera opcional, las muestras de
partículas se pueden fabricar de manera que al menos el 90%, u
opcionalmente el 95 o 99%, tengan un diámetro situado dentro del
intervalo seleccionado. La presencia de una proporción superior de
partículas aerodinámicamente ligeras, de mayor diámetro (al menos
unas 5 \mum), en la muestra mejora la liberación de los agentes
terapéuticos o de diagnóstico incluidos en ellas a la parte
alveolar de los pulmones.
En una materialización física, en la muestra de
partículas el intervalo del intercuartil puede ser de 2 \mum, y
el diámetro medio puede estar situado, por ejemplo entre 7,5 y 13,5
\mum. Por ejemplo, de esta manera como mínimo entre 30 y el 40%
de las partículas puede tener un diámetro comprendido dentro del
intervalo deseado. Preferiblemente en dichos porcentajes de
partículas los diámetros respectivos no se diferencian en más de 1
\mum, por ejemplo están comprendidos entre 6,0 y 7,0 \mum, 10,0
y 11,0 \mum, ó 13,0 y 14,0 \mum.
Las partículas aerodinámicamente ligeras, que
comprenden de manera opcional un agente terapéutico o de
diagnóstico, de una densidad en estado compactado de unos 0,4
g/cm^{3}, diámetro medio de al menos unos 5 \mum y un diámetro
aerodinámico comprendido entre 1 y 5 \mum (preferiblemente entre
1 y 3 \mum), pueden escapar más fácilmente a la deposición por
gravedad e inercia y están dirigidas a las vías respiratorias o a
la parte alveolar de los pulmones. El uso de partículas más grandes
(de diámetro medio aproximado de 5 \mum como mínimo) es
ventajoso ya que podemos aerosolizarlas con mayor eficiencia que
las partículas de aerosol más pequeñas y más densas como son las que
se utilizan actualmente en los tratamientos por inhalación.
Si se compara con las partículas más pequeñas,
relativamente más densas, las partículas más grandes (al menos unos
5 \mum) y aerodinámicamente ligeras pueden evitar con más éxito
que los macrófagos alveolares las atrapen por fagocitosis y sean
eliminadas de los pulmones, debido a la exclusión por tamaños de
las partículas del espacio citosólico de los fagocitos. La
fagocitosis de partículas por parte de los macrófagos alveolares
disminuye bruscamente cuando el tamaño de aquellas se sitúa por
encima de los 3 \mum. Kawaguchi, H., et al., Biomaterials
7: 61-66 (1986); Krenis, L.J. and Strauss, B.,
Proc. Soc. Exp. Med, 107: 748-750 (1961); y
Rudt, S. and Muller, KH., J. Contr. Rel, 22:
263-272 (1992). En partículas de forma
estadísticamente isótropa, como las esferas de superficie rugosa,
el volumen de la envolvente de la partícula equivale aproximadamente
al volumen del espacio citosólico que debe estar disponible
necesariamente en el interior del macrófago para que éste fagocite
por completo la partícula.
\newpage
Por lo tanto las partículas ligeras
aerodinámicamente son capaces de liberar a los pulmones el agente
encapsulado, durante más tiempo. Tras la inhalación, las partículas
biodegradables ligeras aerodinámicamente pueden depositarse en los
pulmones (debido a que su densidad en estado compactado es
relativamente baja) y sufrir posteriormente una lenta degradación
y liberación del medicamento, sin que la mayoría de las partículas
sufran fagocitosis por parte de los macrófagos alveolares. El
fármaco se puede entregar al fluido alveolar de una manera
relativamente lenta, y entrar en la corriente sanguínea a una
velocidad controlada con lo que se reducen al mínimo posibles
respuestas tóxicas de células expuestas a una concentración
excesivamente alta al medicamento. Por ello las partículas ligeras
aerodinámicamente son muy adecuadas para los tratamientos por
inhalación, en particular en aplicaciones donde es necesaria una
liberación controlada. El diámetro medio preferido de partículas
ligeras aerodinámicamente para los tratamientos por inhalación es,
como mínimo, de unos 5 \mum; por ejemplo, el diámetro puede estar
situado entre 5 y 30\mum. Las partículas pueden fabricarse con
un material, rugosidad superficial, diámetro y densidad en estado
compactado adecuados para la administración localizada del agente
a determinadas regiones del tracto respiratorio como la parte
alveolar de los pulmones o de las vías respiratorias superiores.
Por ejemplo, se puede utilizar una densidad superior o un mayor
tamaño de las partículas para la administración a las vías
respiratorias superiores, o una mezcla de partículas de diferente
tamaño en una muestra, siempre que se administre el mismo agente
terapéutico a diferentes regiones del pulmón con cada
administración.
Tal y como se utiliza aquí, la expresión
"partículas aerodinámicamente ligeras" se refiere a
partículas que tienen una densidad en estado compactado inferior a
unos 0,4 g/cm^{3}. La densidad en estado compactado de las
partículas de un polvo seco se puede obtener utilizando un
instrumento GeoPyc™ (Micrometrics Instrument Corp., Norcross, GA
30093). También se puede utilizar un Dual Platform Microprocessor
Controlled Tap Density Tester (Vankel, NC). La densidad en estado
compactado es una medida estándar de la densidad de la envolvente.
Esta densidad de la envolvente de una partícula isotropa se define
como la masa de la partícula dividida por el volumen de la
envolvente de la esfera mínima dentro de la que se puede encerrar.
Las características que pueden contribuir a que la densidad en
estado compactado sea baja son lo irregular de la textura
superficial y una estructura porosa.
La impacción inercial y la sedimentación por
gravedad de los aerosoles son los mecanismos predominantes de
deposición en las vías respiratorias y en los acinos pulmonares
durante las condiciones normales de respiración. Edwards, D.A.,
J. Aerosol Sci., 26: 293-317 (1995). La
importancia de los mecanismos de deposición aumenta en proporción
a la masa de los aerosoles y no en proporción al volumen de las
partículas (o envolvente). Como el lugar de deposición del aerosol
en los pulmones viene determinado por la masa del aerosol (al
menos para las partículas de diámetro aerodinámico medio superior
a 1 \mum), disminuir la densidad en estado compactado aumentando
las irregularidades de la superficie de la partícula y la porosidad
permite la administración de partículas cuyo volumen de envolvente
es mayor, cuando son iguales los restantes parámetros físicos. Las
partículas de baja densidad en estado compactado tienen un
diámetro aerodinámico pequeño si se compara con el diámetro real de
la esfera envolvente. El diámetro aerodinámico, d_{aer},
está relacionado con el diámetro de la esfera de la envolvente,
d (Gonda, I., "Physico-chemical principles
in aerosol delivery", en Topics in Pharmaceutical Sciences
1991 (eds. D.J.A. Crommelin and K.K. Midha), pp.
95-117, Stuttgart: Medpharm Scientific Publishers,
1992), según la fórmula:
d_{aer} =
d\sqrt{\rho}
donde la masa de la envolvente \rho se indica
en g/cm^{3}. La deposición máxima en la región alveolar del
pulmón humano de las partículas de aerosol monodisperso (\sim60%)
se produce cuando el diámetro aerodinámico es de aproximadamente
d_{aer} = 3 \mum. Heyder, J. et al., J. Aerosol Sci.,
17: 811-825 (1986). Debido a la pequeña
densidad de su envolvente, el diámetro real d de las
partículas aerodinámicamente ligeras compuestas de polvo inhalado
monodisperso que mostrarán la deposición en el pulmón a la
profundidad máxima
es:
d = 3/\sqrt{\rho} \mum (donde \rho
< 1
g/cm^{3});
donde d siempre es superior a 3 \mum.
Por ejemplo, las partículas ligeras aerodinámicamente que muestran
una densidad de la envolvente \rho = 0,1 g/cm^{3} mostrarán
una deposición máxima con partículas cuyos diámetros de envolvente
sean de hasta 9,5 \mum. El mayor tamaño de partícula reduce las
fuerzas de adhesión entre partículas. Visser, J., Powder
Technology, 58: 1-10. Por lo tanto, un tamaño
de partícula grande aumenta la eficiencia de la aerosolización en
la parte alveolar del pulmón cuando las partículas tienen una
densidad de envolvente baja, además de contribuir a reducir las
pérdidas por
fagocitosis.
Se puede fijar moléculas dirigidas a las
partículas colocando grupos funcionales reactivos en estas
últimas. Por ejemplo, las moléculas dirigidas se pueden fijar a
grupos aminoacídicos de partículas de copolímeros injertados de
poliéster funcionalizados, como partículas de ácido
poliláctico-colisina (PLAL-Lys). El
uso de moléculas dirigidas permite la interacción por enlace de la
partícula con sitios de receptor específicos, como los situados en
el interior de los pulmones. Las partículas se pueden dirigir
fijando ligandos que se enlazan de manera específica o no
específica a una diana determinada. Ejemplos de moléculas
dirigidas son los anticuerpos y fragmentos de ellos, incluidas las
regiones variables de estos, las lectinas y hormonas u otras
moléculas orgánicas capaces de realizar un enlace específico, por
ejemplo, a receptores de las superficies de las células diana.
Se pueden incluir en las partículas muy diversos
agentes terapéuticos o profilácticos, o se pueden utilizar estos
para preparar partículas que se componen únicamente del agente y
del tensioactivo. Las partículas se pueden utilizar para administrar
local o sistémicamente a un animal diversos agentes incorporados.
Algunos ejemplos son compuestos orgánicos o inorgánicos
sintéticos, proteínas y péptidos, polisacáridos y otros azúcares,
lípidos, secuencias de ácidos nucleicos como ADN y ARN que tengan
actividad terapéutica, profiláctica o diagnóstica. Las secuencias
de ácidos nucleicos pueden ser genes, moléculas antisentido que se
enlazan al ADN complementario para inhibir la transcripción y
ribozimas. Los agentes que se incorporarán pueden tener una
actividad biológica muy diversa, por ejemplo pueden ser agentes
vasoactivos, neuroactivos, hormonas, anticoagulantes, agentes
inmunomodulantes, citotóxicos, profilácticos, antibióticos,
antivirales, antisentido, antigenes y anticuerpos. En algunos casos,
las proteínas pueden ser anticuerpos o antígenos que por lo demás
deberían ser administrados mediante inyección para provocar una
respuesta adecuada. Se pueden encapsular compuestos con muy
diversos pesos moleculares, por ejemplo de 100 a 500.000 gramos o
más por mol.
Las proteínas son aquellos compuestos que
contienen 100 residuos aminoacídicos o más; los péptidos tienen
menos de 100 residuos aminoacídicos. A menos que se indique lo
contrario, el término proteína se refiere tanto a proteínas como a
péptidos. Como ejemplo podemos citar la insulina y otras hormonas.
También se pueden administrar polisacáridos, como la heparina.
Los aerosoles poliméricos son útiles como
portadores en diversos tratamientos por inhalación. También se
pueden utilizar para encapsular fármacos pequeños y grandes,
liberar los fármacos encapsulados durante períodos que oscilan entre
unas horas y varios meses y soportar condiciones extremas durante
la aerosolización o tras la deposición en los pulmones, que de lo
contrario deteriorarían el agente terapéutico encapsulado.
Las partículas pueden incluir un agente
terapéutico para su administración local al interior del pulmón,
como por ejemplo puedan ser agentes para el tratamiento del asma,
el enfisema o la fibrosis quística, o para tratamientos sistémicos.
Por ejemplo, se pueden administrar genes para el tratamiento de
enfermedades como la fibrosis quística, como puedan ser los
betaagonistas para el tratamiento del asma. Otros agentes
terapéuticos específicos posibles, pero no exclusivos, son la
hormona del crecimiento, la insulina, la calcitonina, la
leuprólida (u hormona liberadora de la gonadotropina ("LHRH")),
el factor estimulante de la formación de colonias de granulocitos
("G-CSF"), el péptido relacionado con la
hormona paratiroidea, la somatostatina, la testosterona, el
estradiol, la nicotina, el fentanilo, la noretisterona, clonidina,
la escopolamina, el salicilato, el cromolín sódico, el salmeterol,
el formeterol, el albuterol y el valium.
Estos agentes terapéuticos que están cargados, al
igual que lo están la mayoría de las proteínas (incluida la
insulina), se pueden administrar como complejo formado por el
agente terapéutico cargado y una molécula de carga opuesta a la
carga del agente. Preferiblemente la molécula de carga opuesta es
un lípido cargado o una proteína de carga opuesta.
En las partículas se pueden incluir muy diversos
agentes de diagnóstico; las partículas los administrarán de manera
local o sistémica tras su administración al paciente. Se puede
integrar en las partículas cualquier agente biocompatible o
aceptable farmacológicamente, o bien se puede atrapar este agente
en los poros de las partículas utilizando tecnología conocida por
los expertos en la materia. El término "gas" se refiere a
cualquier compuesto que es un gas, o bien que es capaz de formar gas
a la temperatura a la que se toman las imágenes. En una
materialización física, la retención del gas en las partículas se
mejora formando una barrera impermeable al gas, alrededor de éstas.
Tales barreras son bien conocidas por los expertos en la
materia.
Otros agentes para la formación de imágenes
diagnósticas que se pueden utilizar son los disponibles
comercialmente y que se utilizan en la tomografía de emisión de
positrones (TEP), la tomografía axial computadorizada (TAC), la
tomografía computadorizada por emisión de fotón simple, la
radiografía, la fluoroscopía y las resonancias magnéticas
nucleares (RMN).
Algunos ejemplos de materiales adecuados para
utilizarlos como agentes de contraste en la RMN son los quelatos de
gadolinio disponibles actualmente, como el ácido pentacético de
triamina dietileno (DTPA) y la gadopentetato de dimeglumina, así
como el hierro, el magnesio, el manganeso, el cobre y el cromo.
Algunos ejemplos de materiales útiles para la TAC
y las radiografías son los materiales a base de yoduro para su
administración intravenosa, como los monómeros iónicos tipificados
mediante diatrozoato e iotalamato, monómeros no iónicos como el
iopamidol, el isohexol y el isoversol, dímeros no iónicos como el
iotrol y el iodixanol y dímeros iónicos como por ejemplo el
ioxagalto.
Se pueden preparar partículas porosas que se
pueden administrar por vía pulmonar y utilizarse, por ejemplo,
para la administración local o sistémica de los agentes incluidos
y/o para la toma de imágenes diagnósticas. Las partículas que llevan
agentes de diagnóstico pueden detectarse utilizando técnicas
estándar disponibles en la especialidad y equipo disponible
comercialmente.
Las partículas se pueden administrar solas o en
cualquier portador aceptable desde el punto de vista farmacéutico,
como un líquido, por ejemplo salino, o un polvo, para
administrarlas al sistema respiratorio. Se pueden coadministrar
junto con partículas portadoras más grandes, sin incluir agente
terapéutico alguno, y estas últimas partículas pueden tener un
diámetro medio situado en el intervalo de 50 - 100 \mum, por
ejemplo.
La dosificación del aerosol y las formulaciones y
sistemas de administración se pueden seleccionar según la
aplicación terapéutica en particular tal y como se describe, por
ejemplo, en Gonda, I. "Aerosols for delivery of therapeutic and
diagnostic agents to the respiratory tract", en Critical
Reviews in Therapeutic Drug Carrier Systems, 6:
73-313, 1990; y en Moren, "Aerosol dosage forms
and formulations", en: Aerosols in Medicine. Principles,
Diagnosis and Therapy, Moren, et al., Eds, Esevier,
Amsterdam, 1985.
Cuanto mayor sea la eficiencia de aerosolización
con las partículas descritas en esta solicitud en comparación con
la lograda utilizando partículas que no usan un tensioactivo o un
complejo provisto de carga eléctrica de un agente terapéutico, más
posible será la administración de varios agentes de este tipo. El
uso de polímero biodegradables permite liberación controlada en
los pulmones y la acción local prolongada o la biodisponibilidad
sistémica. La desnaturalización de fármacos macromoleculares se
puede minimizar durante la aerosolización, ya que las
macromoléculas pueden estar encerradas y protegidas dentro de una
cápsula polimérica. La coencapsulación de péptidos con inhibidores
de la peptidasa puede minimizar la degradación enzimática del
péptido. Con la administración pulmonar se puede eliminar
ventajosamente la necesidad de inyección. Por ejemplo se puede
eliminar la necesidad de inyecciones diarias de la insulina.
La invención también está relacionada con un
método para la administración de fármacos al sistema pulmonar. El
método comprende la administración al tracto respiratorio de un
paciente necesitado de tratamiento, profilaxis o diagnóstico de una
cantidad efectiva de partículas donde se comprende un agente
terapéutico, profiláctico o de diagnóstico y una molécula
seleccionada de entre el grupo compuesto por un tensioactivo y una
molécula con carga opuesta a la carga del agente terapéutico y
complejado con él. Según una materialización física de la
invención, las partículas tienen una densidad en estado compactado
inferior a 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio comprendido entre los
5 y los 30 \mum. Según otra materialización física de la
invención, las partículas no poliméricas tienen una densidad en
estado compactado inferior a 0,4 g/cm^{3} y un diámetro medio
comprendido entre los 5 y los 30 \mum. En una materialización
física de la invención, las partículas tienen un diámetro
aerodinámico comprendido entre 1 y 5 \mum. En otra
materialización física de la invención, las partículas tienen un
diámetro comprendido entre uno y tres \mum, aproximadamente. En
una materialización física más de la invención, las partículas
tienen un diámetro aerodinámico comprendido entre 3 y 5 \mum. Y en
otra materialización física más de la invención, las partículas
pueden ser no poliméricas.
Para uso terapéutico, de diagnóstico o
profiláctico, las partículas pueden suministrarse con un
dispositivo inhalador, como un dosificador de dosis regulada (MDI),
un inhalador de polvo seco (DPI) o un nebulizador. Tales
dispositivos son conocidos en este campo técnico. Por ejemplo, se
describe un DPI en la patente de los EE.UU. Nº 4.069.819 otorgada
a Valentini, et al. el 5 de agosto de 1976. Las partículas
porosas o ligeras aerodinámicamente, que tienen un tamaño
geométrico (o diámetro medio) comprendido entre los 5 y los 30
\mum y una densidad en estado compactado inferior a 0,4
g/cm^{3}, como las que poseen un diámetro aerodinámico de
1-3 micrómetros, han exhibido propiedades ideales
para la administración a la parte alveolar del pulmón. Sin embargo,
se prefieren diámetros aerodinámicos más grandes para la
administración a las vías respiratorias superiores y centrales.
Las partículas cuyo diámetro aerodinámico es
adecuado para la deposición en las vías respiratorias superiores y
centrales se pueden administrar de la manera siguiente. Antes o
durante su administración al tracto respiratorio, las partículas que
tienen un diámetro aerodinámico de 1-4 micrómetros
aproximadamente se agregan para formar partículas agregadas de
tamaño aerodinámico mayor. Según una materialización física
preferida, las partículas agregadas tienen un diámetro aerodinámico
comprendido entre tres y cinco micrómetros, aproximadamente, lo
que resulta ideal para la deposición en las vías respiratorias
centrales.
Debido a la agregación, el intervalo de tamaños
aerodinámicos del aerosol que abandona el inhalador, y por lo tanto
el tamaño aerodinámico de las partículas administradas al sistema
pulmonar puede ajustarse para que difiera del intervalo de tamaños
aerodinámicos de las partículas transportadas por el aire. Según
esto, las partículas agregadas se pueden administrare al sistema
pulmonar de un paciente utilizando un inhalador para lograr que el
diámetro aerodinámico de ellas esté comprendido entre 3 y 5
micrómetros. Este método se puede utilizar para administrar fármacos
cuyo lugar de acción destino se encuentre en las vías
respiratorias centrales o superiores.
La agregación analizada anteriormente se facilita
modificando la composición química de la formulación del polvo y
las condiciones en la que las partículas abandonan el inhalador.
Se prefieren las partículas no poliméricas que están compuestas por
un agente terapéutico, profiláctico o de diagnóstico, un
tensioactivo y al menos un excipiente. Conforme a una
materialización física de la invención, el tensioactivo es DPPC.
Conforme a otra materialización física, los excipientes preferidos
son albúmina y lactosa.
Además, la agregación depende de la medida de
caudal con que salen las partículas del inhalador. Mientras que
con caudales altos las partículas tienden a estar completamente
dispersas, reducir el caudal alienta la agregación.
La presente invención se entenderá mejor haciendo
referencia a los ejemplos siguientes, que no son los únicos
posibles.
Se pueden sintetizar partículas ligeras
aerodinámicamente de polianhídrido de
p-carboxifenoxihexano ("PCPH") de la manera
siguiente. Se disuelven 100 mg de PCPH (PM: 25.000) en 3,0 ml de
cloruro de metileno. A esta solución transparente se añaden 5,0 ml
de solución acuosa de cloruro de polivinilo al 1% p/v (PVA, PM:
25.000, hidrolizado en un 88% molar) saturado con cloruro de
metileno, y la mezcla se agitó en remolino (Vortex Genie 2, Fisher
Scientific) a la velocidad máxima durante 1 minuto. La emulsión
blanco-lechosa resultante se vertió en un vaso de
precipitados que contenía 95 ml de PVA al 1% y se homogeneizó (con
un aparato de Silverson Homogenizers) a 6000 r.p.m. durante un
minuto usando una punta de 1,905 cm. Tras la homogeneización, la
mezcla se agitó con una barra magnética y se extrajo rápidamente
el cloruro de metileno de las partículas de polímero añadiendo 2
ml de alcohol isopropílico. Se continuó agitando la mezcla durante
35 minutos para permitir el endurecimiento completo de las
micropartículas. Las partículas endurecidas se recogieron por
centrifugación y se lavaron varias veces con agua bidestilada.
Luego se criofilizaron para obtener un polvo de buena circulación y
libre de grumos. Rendimiento: 85-90%.
El diámetro medio de un lote típico preparado
según este protocolo es de 6,0 \mum; sin embargo, se pueden
preparar partículas cuyo diámetro medio oscile entre unos
centenares de nanómetros y varios milímetros con realizar tan solo
unas pequeñas modificaciones. Las microfotografías por microscopía
electrónica de barrido de un lote típico de partículas de PCPH
muestran que éstas son muy porosas, con una forma superficial
irregular. Las partículas tienen una densidad en estado compactado
inferior a los 0,4 g/cm^{3}.
Se puede incluir un tensioactivo como la DPPC a
la solución de polímero antes de formar las partículas o, de
manera opcional, las partículas pueden recibir un recubrimiento
iónico o covalente a base de un tensioactivo en su superficie tras
formar la partícula, o bien el tensioactivo se puede absorber
sobre la superficie de la partícula.
Se prepararon partículas ligeras
aerodinámicamente de PLGA al 50:50, mediante secado por
pulverización, que comprende testosterona dentro de las partículas
usando para ello los procedimientos siguientes. Se disuelven
completamente a temperatura ambiente 2,0 ácido
poli-D,L-láctico-coglicólico
con una proporción molar del 50:50 (PLGA 50:50, Resomer RG503,
B.I. Chemicals, Montvale, NJ) y 0,50 g de testosterona (Sigma
Chemical Co., St. Louis, MO), en 100 ml de diclorometano a
temperatura ambiente. A continuación, la mezcla se secó por
pulverización lanzándola a través de una boquilla de 0,5 mm con un
caudal de 5 ml/min., usando un secador de pulverización de
laboratorio Buchi (modelo 190, Buchi, Alemania). El caudal de aire
comprimido es de unos 700 nl. La temperatura de entrada se ajustó
a 30ºC y la de salida a 25ºC. El aspirador se ajusta para conseguir
un vacío de -20 a -25 bares. El rendimiento es del 51% y el tamaño
medio de partícula es de 5 \mum aproximadamente. Se puede lograr
un tamaño mayor de partícula reduciendo el caudal de entrada de
aire comprimido, y también cambiando otras variables. Las
partículas son aerodinámicamente ligeras, tal y como se determina
porque su densidad en estado compactado es inferior o igual a 0,4
g/cm^{3} y un diámetro medio situado entre 1 y 5 \mum. La
porosidad y la rugosidad de la superficie se puede incrementar
variando las temperaturas de entrada y de salida, entre otros
factores.
Se prepararon por secado mediante pulverización
partículas aerodinámicamente ligeras de PLA con un fármaco modelo
hidrófilo (dextrano) haciendo uso del procedimiento siguiente. 2,0
ml de solución acuosa al 10% p/v de FITC-dextrano
(PM: 70.000, Sigma Chemical Co.) se emulsionaron en 100 ml de
solución al 2% p/v de ácido
poli-D,L-láctico (PLA, Resomer 8206,
B.I. Chemicals) en diclorometano mediante sonicación de sonda
(Sonics & Materials, sonicador Modelo VC-250,
Danbury, CT). A continuación, la emulsión se seca mediante
pulverización a un caudal de 5 ml/min. con un caudal de 700 nl/h
(temperatura de entrada = 30ºC, temperatura de salida = 21ºC, vacío
= -20 mbares). El rendimiento es del 56%.
Se prepararon mediante secado por pulverización
partículas de lisozima ligeras aerodinámicamente, usando el
procedimiento siguiente. Se disolvieron 4,75 g de lisozima (Sigma)
en 95 ml de agua bidestilada (solución al 5% p/v) y se secaron por
pulverización utilizando una boquilla de 0,5 mm y un secador por
pulverización, de laboratorio, marca Buchi. El caudal de aire
comprimido fue de 725 nl/h. El caudal de solución de lisozima se
ajustó de tal manera que, a una temperatura de entrada fijada entre
97 y 100ºC, la temperatura de salida estuviera entre 55 y 57ºC. El
aspirador se ajustó para lograr un vacío de -30 mbares. Se
encontró que la actividad enzimática de la lisozima no se veía
afectada por este proceso y el rendimiento en partículas ligeras
aerodinámicamente era del 66%.
Se prepararon con secado por pulverización
partículas de dextrano ligeras aerodinámicamente, usando el
procedimiento siguiente. Se disolvieron 6,04 g de
DEAE-dextrano (Sigma) en 95 ml de agua bidestilada
(solución al 2,5% p/v) y se secaron por pulverización utilizando
una boquilla de 0,5 mm y un secador por pulverización, de
laboratorio, marca Buchi. El caudal de aire comprimido fue de 750
nl/h. El caudal de la solución de DEAE-dextrano se
ajustó de manera que, a una temperatura de entrada fijada a 155ºC,
la temperatura de salida fuera de 80ºC. El aspirador se ajustó para
lograr un vacío de -20 mbares. El rendimiento en partículas ligeras
aerodinámicamente fue del 66%.
Se prepararon con secado por pulverización
partículas de trehalosa aerodinámicamente ligeras, usando el
procedimiento siguiente. Se disolvieron 4,9 g de trehalosa (Sigma)
en 192 ml de agua bidestilada (solución al 2,5% p/v) y se secaron
por pulverización utilizando una boquilla de 0,5 mm y un secador
por pulverización, de laboratorio, marca Buchi. El caudal de aire
comprimido fue de 650 nl/h. El caudal de la solución de trehalosa
se ajustó de manera que, a una temperatura de entrada fijada a
100ºC, la temperatura de salida fuera de 60ºC. El aspirador se
ajustó para lograr un vacío de -30 mbares. El rendimiento en
partículas ligeras aerodinámicamente fue del 36%.
El polietilénglicol (PEG) es una macromolécula
hidrosoluble; sin embargo, no se puede secar por pulverización a
partir de una solución acuosa ya que su punto de fusión está
situado a la temperatura ambiente, por debajo de lo necesario para
evaporar el agua. Por lo tanto, el PEG se secó por pulverización a
baja temperatura a partir de una solución realizada en
diclorometano, un solvente orgánico de bajo punto de ebullición. Se
prepararon con secado por pulverización partículas de PEG ligeras
aerodinámicamente, usando el procedimiento siguiente. Se
disolvieron 5,0 g de PEG (PM comprendido entre 15.000 y 20.000,
Sigma) en 100 ml de agua bidestilada (solución al 5,0% p/v) y se
secaron por pulverización utilizando una boquilla de 0,5 mm y un
secador por pulverización, de laboratorio, marca Buchi. El caudal
de aire comprimido fue de 750 nl/h. El caudal de la solución de
PEG se ajustó de manera que, a una temperatura de entrada fijada a
45ºC, la temperatura de salida estuviera comprendida entre 34 y
35ºC. El aspirador se ajustó para lograr un vacío de -22 mbares.
El rendimiento en partículas ligeras aerodinámicamente (densidad
en estado compactado inferior a 0,4 g/cm) fue del 67%.
Se puede incluir un tensioactivo como el DPPC a
la solución de polímero antes de formar las partículas o, de
manera opcional, las partículas pueden recibir un recubrimiento
iónico o covalente a base de un tensioactivo en su superficie tras
formar la partícula, o bien el tensioactivo se puede absorber
sobre la superficie de la partícula.
Los materiales y métodos siguientes se usaron en
los Ejemplo 3 y 4.
Los polímeros: ácido
poli-D,L-láctico-coglicólico
(PLGA) con un coeficiente molar del 50:50 y pesos moleculares
indicados de 100.000 daltons (PLGA R0506) y 34.000 daltons (PLGA
RG503), y ácido poli-D,L-láctico con
un peso molecular indicado de 100.000 daltons (PLA 8206) se
obtuvieron del fabricante Boehringer Ingelheim (el distribuidor era
B.I. Chemicals, Montvale, NJ). El FITC-dextrano
etiquetado por fluorescencia, de peso molecular igual a 19.000 y la
dipalmotoil
L-\alpha-fosfatidilcolina (DPPC)
se compraron a Sigma Chemical Company, St. Louis, MO.
Se modificó un determinado procedimiento de
evaporación del solvente con doble emulsión (Cohen, S., et al.,
Pharm. Res., 8(6): 713-720 (1991); y
Tabata, Y., et al., Pharm. Res., 10(4):
487-496 (1993)) para preparar microesferas para la
aerosolización. En pocas palabras, se emulsionaron 300 \mul de
una solución acuosa de FITC-dextrano (50 mg/ml)
sobre hielo en 4,0 ml de solución de polímero en cloruro de metileno
(200 mg de polímero) por sonicación, ajustándolo a una potencia de
3 (Modelo VC-250, Sonics & Materials Inc.,
Danbury, CT) usando una micropunta durante 5-10 s
para formar la emulsión interior. La primera emulsión se vertió en
100 ml de solución acuosa de PVA al 1,0% y se homogeneizó (Model
LD4 Homogenizer, Silverson Machines Ltd, Inglaterra) a 6000 r.p.m.
usando una punta de 5/8'' durante 1 minuto, para formar la doble
emulsión. Las microesferas se sometieron a agitación constante
durante 3 horas para permitir el endurecimiento, se recogieron por
centrifugación, se lavaron varias veces con agua bidestilada y se
liofilizaron para formar un polvo de circulación libre. Se
prepararon microesferas que contenían DPPC disolviendo éste en una
solución de polímero a una concentración de 3 mg/ml, antes de
realizar la emulsificación inicial.
El fármaco patrón hidrófilo, dextrano etiquetado
con isocianato de fluoresceína (FITC-dextrano), se
encapsuló en PLA o en PLGA utilizando para ello un método novedoso
de emulsión y pulverización. Por ejemplo, se emulsionaron 2,0 ml de
una solución acuosa al 10% p/v de FITC-dextrano
(PM: 70.000, Sigma Chemical Co.) en 100 ml de una solución al 2%
p/v de PLA en diclorometano, utilizando para ello la sonicación
mediante sonda. A continuación, la emulsión se secó por
pulverización utilizando para ello un Büchi Mini Spray Drier
(Modelo 190, Büchi Instruments, Alemania) con un caudal de 5
ml/min. y con un caudal de aire de entrada de 700 nl/h, temperatura
de entrada igual a 30ºC, temperatura de salida igual a 21 ºC, y un
vacío de -20 mbares. Al incorporar la DPPC se disolvió éste en la
solución de polímero a una concentración de 2 mg/ml antes de
emulsionar y secar por pulverización.
Las distintas distribuciones de tamaños de las
microesferas se determinaron usando un Coulter Multisizer II
(Coulter Electronics Limited, Luton, Beds, Inglaterra). Se
añadieron aproximadamente 10 gotas de dispersante aniónico Coulter
type IA y, a continuación, 2 ml de solución Isoton II (Coulter) a
5-10 mg de microesferas, las esferas se
dispersaron realizando brevemente una mezcla en torbellino. Esta
suspensión se añadió a 50 ml de solución Isoton II hasta que la
coincidencia de partículas se situó entre el 5 y el 8%. De cada
lote de esferas se contaron más de 500.000 partículas.
Para aplicar la microscopía confocal se
suspendieron en glicerina unos miligramos de microesferas que
contenían FITC-dextrano como fármaco por el método
de la sonicación breve de sonda (Vibra-cell Model
VC-250 Sonicator, sonda de micropunta de 1/8'',
Sonics & Materials Inc., Danbury, CT) ajustando el nivel de
potencia a 4 (50W). Se colocó una gota de la suspensión en un
portaobjetos y se colocó un cubreobjetos, que se fijó con esmalte
para uñas. Se dejó reposar la suspensión durante una hora antes de
analizarla mediante microscopía confocal (Bio-Rad
MRC-600 Confocal, microscopio Axioplan).
La morfología de las microesferas se observó
mediante microscopía electrónica de barrido (SEM) usando un
microscopio Stereoscan 250 MK3 de Cambridge Instruments (Cambridge,
MA) a 15 kV. Las microesferas se liofilizaron, se montaron en placas
metálicas con cinta de doble cara y se recubrieron de oro antes de
observarlas.
La densidad aparente de las microesferas se
estimó midiendo la densidad en estado compactado, como la obtenida
usando un Dual Platform Microprocessor Controlled Tap Density
Tester (Vankel, NC) y se confirmó por análisis de la penetración del
mercurio, realizada en Porous Materials, Inc. (Ithaca, NY).
La cantidad del fármaco modelo,
FITC-dextrano, encapsulado en microesferas, se
determinó disolviendo 10,0 mg de microesferas en 3,0 ml de NaOH 0,8
N durante toda la noche a 37ºC, filtrando con un filtro de 0,45
\mum (Millipore) y midiendo la fluorescencia respecto de la curva
estándar (excitación a 494 nm y emisión a 525 nm) usando un
fluorímetro. La carga de fármaco se determinó dividiendo la cantidad
de FITC-dextrano encapsulado por la cantidad
teórica que se obtendría si todo él estuviera encapsulado. La
cantidad de tensioactivo, DPPC, encapsulado en microesferas, se
determinó disolviendo 10,0 mg de microesferas en cloroformo y
utilizando el ensayo de Stewart (New, R.R.C., "Characterization
of Liposomes", en Liposomes: A Practical Approach, R.
New, Editor, IRL Press, New York, 105-161
(1990)).
Las características aerodinámicas in vitro
de las micropartículas se estudiaron utilizando un Mark I Cascade
Impactor (Andersen Samplers, Atlanta, GA) con un caudal de aire de
28,3 l/min. Las placas de impactación metálicas se recubrieron con
una película fina de Tween 80 para minimizar el rebote de las
partículas, Turner, J. and S. Hering, J. Aerosol Sci, 18:
215-224 (1987). Se cargaron cápsulas de gelatina
(Eli Lilly) con 20 mg de micropartículas y se colocaron en un
dispositivo de inhalación Spinhaler® (Fisons, Bedford, MA). Los
experimentos de aerosolización se realizaron por triplicado. En
cada experimento se descargaron 10 inhaladores en el impactador,
durante 30 segundos. Se mantuvo un intervalo de 60 segundos entre
aerosolización y aerosolización. Las fracciones de microesferas
depositadas en cada una de las nueve etapas, correspondientes a las
etapas 0 a 7, y el filtro (F) del impactador, se recogieron en
matraces de aforación lavando cuidadosamente las placas con una
solución de NaOH (0,8 N) con el fin de realizar la degradación del
polímero y la disolución completa del material fluorescente. Tras
12 horas de incubación a 37ºC, las soluciones se filtraron con un
filtro de 0,45 \mum y se midió la cantidad de material
fluorescente en cada etapa, a 494 nm (excitación) y 525 nm
(emisión) usando un fluorímetro. Se calculó la fracción respirable
de la dosis administrada según las mediciones de fluorescencia,
como porcentaje de la fluorescencia total (es decir, la cantidad
recogida entre las etapas 0 y Filtro), comparándola con la recogida
entre las etapas 2 y Filtro del Impactor.
Se anestesiaron ratas macho Sprague Dawley (de
pesos comprendidos entre los 150 y los 200 g) utilizando una mezcla
de ketamina (90 mg/kg.) y xilazina (10 mg/kg.). La rata
anestesiada se colocó con boca arriba sobre una mesa quirúrgica
provista de una almohadilla de temperatura controlada, con el fin
de mantener una temperatura fisiológica. El animal se canuló sobre
la carina con un tubo endotraqueal conectado a un ventilador
Harvard (Rodent Ventilator Model 683, South Natick, MA). El animal
se sometió a ventilación forzosa durante 20 minutos, a razón de 300
ml/min. En el tubo endotraqueal se introdujeron 50 mg de
microesferas fabricadas con o sin DPPC. Tras el período de
ventilación forzada, se sacrificó al animal y los pulmones y la
traquea se lavaron por separado utilizando un lavado
broncoalveolar, como sigue: se insertó una cánula traqueal, que se
ató para fijarla, y se lavaron las vías respiratorias con alicuotas
de 10 ml de solución salina equilibrada Hanks sin rojo de fenol
(Gibco, Grand Island, NY) sin Ca^{2+} ni Mg^{2+} (HBSS). El
procedimiento de lavado se repitió hasta recoger un volumen total de
30 ml. El fluido procedente del lavado se centrifugó (a 400 g) y
las pellas se recogieron y se resuspendieron en 2 ml de solución
salina equilibrada de Hanks. Se retiraron 100 \mul para realizar
el recuento de partículas utilizando un hemacitómetro. El resto de
la solución se mezcló con 10 ml de NaOH 0,4 N. Tras su incubación
a 37ºC durante 12 horas, se midió la fluorescencia de cada
solución (utilizando como longitudes de onda los 494 nm para la
excitación y los 525 nm para la emisión) usando un fluorímetro.
Se obtuvieron fotografías por microscopía
electrónica de barrido (SEM) que mostraban la morfología de la
superficie de las microesferas (MS) fabricadas por el
procedimiento de la doble emulsión con y sin un tensioactivo
pulmonar, la DPPC. Mediante la SEM, las microesferas fabricadas con
y sin DPPC por el procedimiento de doble emulsión tenían unas
características de superficie y de distribución de tamaños muy
similares, como se confirmó con las mediciones de distribución de
tamaños, mostrada en la Tabla 1 de más abajo.
El atrapamiento efectivo de la DPPC en el
interior de las microesferas (83% del teórico, desviación estándar
de \pm11%, n=6) se confirmó disolviendo una alicuota de estas
microesferas en cloroformo y detectando la concentración de DPPC en
solución según el ensayo de Stewart, tal y como se muestra en la
Tabla 1. Las partículas fabricadas por doble emulsión con DPPC son
fáciles de resuspender en una solución acuosa tras su
liofilización y están libres de grumos en seco, tal y como se
determina mediante microscopía óptica. Las partículas fabricadas
mediante el proceso de doble emulsión sin DPPC se resuspenden
fácilmente; no obstante, cuando se examinan por microscopía óptica
aparecen algo aglomeradas si están secas.
| Muestra | Diámetro medio | Carga de DPPC | Eficiencia de carga | Eficiencia de |
| (verdadero), (\mum) | (\mug/mg de esferas) | con DPPC (%) | carga con | |
| FITC-Dextrano | ||||
| (fármaco modelo) (%) | ||||
| Microesferas | 8,5 \pm 0,76 | 0 | No disponible | 95,8 |
| sin DPPC | ||||
| Microesferas | 8,2 \pm 0,18 | 45 \pm 6 | 83 \pm 11 | 82,4 |
| con DPPC | ||||
| *Los valores se dan con \pm la desviación estándar |
Se utilizó la microscopía confocal para evaluar
la distribución del fármaco modelo, FITC-dextrano
(P_{m}, 19.000), en microesferas fabricadas sin DPPC y con DPPC.
En cada uno de los casos el fármaco está disperso homogéneamente
por la matriz polimérica, lo que puede llevar a una administración
prolongada de las macromoléculas tras la colocación en un medio
acuoso.
\newpage
En la Tabla 1 se muestra densidad de las
microesferas tal y como se determina por el análisis de la
penetración del mercurio (y se confirma con mediciones de la
densidad en estado compactado).
| Muestra | Densidad, \rho_{MS}(g/cc) | Rango de tamaños respirables, d_{resp}(\mum) |
| PLGA a granel | 1,35 | 0,69-4,05 |
| Microesferas sin DPPC | 0,37\pm0,03 | 1,3-7,7 |
| Microesferas con DPPC | 0,30\pm0,06 | 1,46-8,58 |
Usando el concepto de diámetro aerodinámico
(Gonda, I., en Topics in Pharmaceutical Sciences 1991, D.
Crommelin and K. Midha, Editors, Stuttgart: Medpharm Scientific
Publishers, pp. 95-117 (1992)) es posible determinar
el intervalo de tamaño de las microesferas que son respirables en
teoría, dada su densidad \rho_{MS}. Más en concreto, se puede
mostrar a continuación (en la Ecuación 2) que:
\frac{0,8}{\sqrt{\rho_{MS}}}\leq
d_{resp} \leq
\frac{4,7}{\sqrt{\rho_{MS}}}(2)
donde d_{resp} corresponde al diámetro de
partículas (en \mum) que pueden entrar y permanecer,
teóricamente, en las vías respiratorias sin deposición inercial ni
gravitacional (se exhalan las partículas que no alcanzan el límite
inferior de este intervalo) y donde \rho_{MS} se da en
unidades de g/cc. El intervalo de tamaños de estas microesferas que
son respirables teóricamente se muestra también en la Tabla 2. El
intervalo de tamaños óptimo (es decir, d_{resp}) de microesferas
no porosas de PLGA al 50:50 es de 0,69-4,05 \mum
(Tabla 2). El intervalo óptimo de tamaños respirables de estas
microesferas sin DPPC es de 1,3-7,7 \mum y,
cuando se trata de microesferas con DPPC, de
1,46-8,58 \mum (Tabla 2). El límite superior de
tamaño de las partículas respirables se incrementa de 4,05 a más de
8,5 \mum cuando se utiliza DPPC en la preparación de microesferas
de PLGA. Por lo tanto, el uso de microesferas de DPPC de baja
densidad permite utilizar partículas mayores en la aerosolización,
lo que puede tener sus ventajas para administrar el fármaco; por
ejemplo, se logra una menor interacción de partículas debido al
menor coeficiente superficie/volumen y una menor susceptibilidad a
la fagocitosis por parte de los macrófagos alveolares. Además, un
efecto principal de la DPPC es reducir la adhesividad de las
partículas y, por lo tanto, permitir una mejor aerosolización, tal y
como se demuestra más
abajo.
Las Figuras 1 y 2 muestran los resultados de una
aerosolización in vitro de las microesferas de PLGA
fabricadas por el proceso de la doble emulsión, con y sin DPPC. Las
microesferas se aerosolizaron bajo la forma de polvo seco emitido
por un inhalador de este tipo de polvo modelo Spinhaler®. La
Figura 1 ilustra la fracción de masas de la dosis inicial emitida
desde el dispositivo inhalador de polvo seco (eficiencia del DPI)
usando un Andersen Mark I Cascade Impactor. Con microesferas
fabricadas con y sin DPPC se obtuvieron eficiencias de DPI próximas
al 80%. Aunque las eficiencias del DPI con los dos lotes eran
prácticamente iguales, al observar su deposición en el impactador de
cascada se pudo ver una gran diferencia entre las microesferas
fabricadas con y sin DPPC (Figura 2).
La Figura 2 muestra la fracción de masa de las
partículas aerosolizadas que se deposita entre las etapas 2 y
Filtro (2-Filtro) del impactador de cascada
Andersen, etapas que se considera corresponden a la fracción
respirable de las microesferas. Las etapas 0 y 1 corresponden
aproximadamente a la boca y a la garganta, y a las vías
respiratorias superiores del pulmón, respectivamente. Las etapas
2-F corresponden a fracciones sucesivamente más
profundas del pulmón. Se puede ver que entra en las fases más
avanzadas un porcentaje mucho mayor de microesferas (las fases más
avanzadas se considera que corresponden a las porciones más
profundas del pulmón), cuando se utiliza DPPC en su preparación.
En general, más del 35% (37,0 \pm 2,1) de las partículas
aerosolizadas fabricadas con DPPC se consideran respirables, si se
compara con el 13,2 \pm 2,9% que son respirables sin DPPC, tal y
como se muestra en la Tabla 3.
La gran diferencia de la fracción respirable que
se observa al utilizar partículas fabricadas con DPPC y otras no
fabricadas con él se atribuye, al menos en parte, a la menor
interacción entre partículas provocada por el uso de este
producto.
Para estimar la fracción respirable teóricamente
(RF) de las microesferas y compararla con la medida obtenida por
medios experimentales in vitro e in vivo, se
analizaron las mediciones de distribución de tamaños con el fin de
determinar el porcentaje de partículas (en masa) de cada tipo (con
DPPC y sin DPPC) que se encontraban dentro del intervalo
respirable teóricamente (es decir, d_{resp}, Tabla 2). Tal y como
se muestra en la Tabla 3, se espera que haya un mayor número de
partículas con DPPC respirables si se compara con lo obtenido con
partículas sin este producto (63 contra 51%, respectivamente). Esta
fracción respirable teóricamente se basa en la fracción de masa de
las microesferas cuyo diámetro se encuentran dentro del intervalo
de tamaños respirable, d_{resp} tal y como se define en la
Ecuación 2 y, por lo tanto, toma en cuenta los diferentes tamaños y
densidades de los dos lotes de microesferas.
| Muestra | Fracción respirable teóricamente (es decir, | Fracción respirable medida (%, in vitro^{b}) |
| % de la masa de microesferas situadas | ||
| dentro del intervalo de tamaños respirable)^{a} | ||
| Microesferas sin DPPC | 51\pm6 | 13,2\pm2,9 |
| Microesferas con DPPC | 63\pm2 | 37,0\pm2,1 |
| ^{a}Basada en el intervalo de tamaños respirable teóricamente (d_{resp}, Tabla 2) y análisis de la distribución de tamaños. | ||
| ^{b}Medida utilizando un Andersen Mark I Cascade Impactor. |
Para determinar si las fuerzas de aglomeración
actuantes durante la aerosolización de partículas emitidas desde
un dispositivo Spinhaler podían jugar algún papel incluso después
de que las partículas entraran en el sistema del impactador (por
ejemplo, principalmente las partículas que no están fabricadas con
DPPC quedan aglomeradas en la corriente inspirada, con deposición
en las dos primeras etapas del impactador; etapas 0 y 1), se
realizaron experimentos de aerosolización in vitro en los que
se permitió que las partículas cayeran por gravedad en la
corriente inspiratoria de un sistema ventilador Harvard unido a la
traquea de una rata anestesiada. En este modelo, aproximadamente el
63% de las partículas de DPPC-PLGA inhaladas se
depositan en las vías respiratorias y en las regiones distales del
pulmón, mientras que el 57% de las partículas no formadas por DPPC
pudieron cruzar la traquea y entrar en los pulmones. Estas
fracciones respirables están mucho más próximas a las fracciones
respirables predichas según el diámetro de las partículas y
densidad (Tabla 3).
Por lo tanto, la agregación de las partículas es
menor con de PLGA fabricadas con DPPC que las que no lo contienen,
incluso aunque las partículas sean de tamaño similar y la
superficie tenga unas características morfológicas parecidas. Por lo
tanto, el uso de DPPC parece reducir las atracciones entre
partículas, como las provocadas por las fuerzas de van de Waals y
las atracciones electrostáticas. También resulta posible que la
presencia de DPPC reduzca la absorción de humedad que puede causar
interacción entre partículas debido a fuerzas capilares.
Además de las características de
biocompatibilidad de la DPPC y la mejora de las propiedades de la
superficie de las microesferas de cara a la aerosolización, es
posible que la liberación de este producto a partir de microesferas
de PLGA con propiedades de erosión lenta, en la región alveolar
del pulmón, pueda asegurar de una manera más efectiva el
mantenimiento de la composición normal del fluido tensioactivo, lo
que minimizaría la posibilidad de efectos secundarios tóxicos y
locales. La capa de fluido tensioactivo alveolar tiene 10 nm de
grosor medio (Weibel, E.R., Morphometry of the Human Lung,
New York: Academic Press (1963)).
Las microesferas se fabricaron mediante secado
por pulverización usando portadores poliméricos muy variados, con y
sin incorporación de DPPC. Los resultados se resumen en la Tabla
4.
| Muestra | Diámetro (verdadero) | Carga de DPPC | Eficiencia de carga | % de superficie recubierta |
| de la masa media, (\mum) | (\mug/mg de esferas) | con FITC-dextrano (%) | con DPPC mediante ESCA | |
| y eficiencia (%) | ||||
| R206+DPPC | 5,4 | a | 54,9 | a |
| R206-DPPC | 4,4 | - | 64,8 | - |
| RG503+DPPC | 2,0 | 62,8 | 65,2 | 46,5% |
| RG503-DPPC | 3,0 | - | 78,2 | - |
| RG506+DPPC | 4,3 | 89,1 | 62,7 | 42-62% |
| RG506-DPPC | b | - | 100 | - |
| ^{a}No se ha determinado | ||||
| ^{b}No existe determinación fiable debido a que el polvo estaba muy agregado. |
También se examinaron las propiedades de
aerosolización de las microesferas, que se muestran en la Tabla 5.
Las microesferas fabricadas por secado mediante pulverización con
y sin DPPC tienen distribuciones de tamaño similares (Tabla 5) y
densidades de masa similares (0,49 \pm 0,04 g/cc). Sin embargo
el rendimiento de la aerosolización con aerosoles secados por
pulverización, con y sin DPPC, es muy diferente. La Figura 3
muestra que la fracción de micropartículas de PLGA RG503 de bajo
peso molecular aerosolizadas con un inhalador de polvo seco (es
decir, el porcentaje de partículas que simulaban la inhalación,
definida como eficiencia del DPI) es del 70,4% con las partículas
provistas de DPPC, si se compara con el 46,8% que se obtiene con
partículas hechas sin este producto. Además, con todos los tipos de
micropartículas de polímero la deposición en un impactador
Andersen tras la aerosolización en se mejora mucho usando
partículas recubiertas de DPPC (Tabla 5). Cuando no se usa este
compuesto, una cantidad inferior o igual al 2% de las partículas
aerosolizadas alcanza las etapas más avanzadas del impactador (las
correspondientes a la fracción respirable, etapas
2-Filtro). Por otro lado, el 25,6% (como máximo)
de las microesferas recubiertas por DPPC alcanzan las etapas
2-Filtro, tal y como se muestra en la Figura 4. Se
pueden obtener fracciones respirables más elevadas cuando se
utilizan partículas que contienen fármacos de bajo peso molecular
solubles en cloruro de metileno y, por lo tanto, que no exigen el
uso de agua durante su preparación.
| Muestra | % de partículas aerolizadas | % de partículas aerolizadas | % de partículas aerolizadas | Eficiencia |
| que alcanzan las etapas | que alcanzan las etapas | que alcanzan las etapas | del DPI | |
| 1-Filtro | 2-Filtro | 3-Filtro | ||
| R206+DPPC | 40,4\pm8,4 | 25,6\pm2,3 | 18,0\pm27 | 38,6\pm3,7 |
| R206-DPPC | 7,4\pm2,1 | 1,8\pm0,5 | 1,1\pm0,3 | 41,0\pm4,8 |
| RG503+DPPC | 36,0\pm9,2 | 14,7\pm1,53 | 10,4\pm0,46 | 70,4\pm2,4 |
| RG503-DPPC | 3,3\pm0,6 | 2,1\pm0,3 | 2,0\pm0,3 | 46,8\pm8,0 |
| RG506+DPPC | 13,7\pm9,1 | 7,1\pm4,1 | 4,1\pm2,5 | 76,6\pm8,4 |
| RG506-DPPC | 1,8\pm0,6 | 1,6\pm0,6 | 1,4\pm0,7 | 74,0\pm7,2 |
| R206 = PLA, peso molecular aproximado de 100.000. | ||||
| RG503 = PLGA al 50:50, peso molecular aproximado de 34.000. | ||||
| RG506 = PLGA al 50:50, peso molecular aproximado de 100.000. |
Materiales y métodos: En todos los ejemplos que
siguen se utilizó un secador de pulverización Niro Atomizer (modelo
Nº 68). Se utilizó aire comprimido de presión variable para
impulsar un atomizador giratorio colocado sobre el secador. Se
administró al atomizador líquido con un caudal y de manera
continua, utilizando para ello una bomba dosificadora electrónica
(LMI, modelo Nº A151-192s). Se pueden medir y
controlar a mano tanto la temperatura de entrada como la de
salida. El depósito se fijó firmemente al ciclón con el fin de
recoger el producto, polvo seco por pulverización.
Se prepararon partículas que contienen estradiol
para ilustrar la preparación de partículas porosas grandes
provistas de fármaco en un porcentaje en peso relativamente alto.
Las partículas de estradiol de densidad estándar (superior a 0,4
g/cc) se pueden fabricar de diversas maneras. En este ejemplo las
partículas incluían un 30% de \beta-estradiol, un
62% de lactosa y un 8% de DPPC, en peso. La lactosa se disolvió en
agua desionizada y el estradiol y la DPPC se disolvieron en etanol
al 95% v/v. Las dos soluciones se combinaron para formar una
solución de etanol al 85% v/v. La concentración total en la
solución de materias primas en polvo fue del 3,25% p/v. La solución
se secó por pulverización en las condiciones siguientes: La
temperatura de entrada fue de 160ºC, la de salida, 95ºC, la
presión de atomización fue de 2 kp/cm^{2} (28,45 psi) y el caudal
de alimentación fue de 34 ml/min. El polvo seco pulverizado
resultante tenía una densidad en estado compactado de 0,46 g/ml.
El diámetro medio según el volumen, calculado usando un medidor de
partículas Microtac, fue de 3,5 \mum; por lo tanto, el diámetro
aerodinámico es de 2,4 \mum.
En otro ejemplo, se prepararon partículas
mediante secado por pulverización de una solución con un 70% de
estradiol y un 30% de DPPC y la concentración total del polvo era
de 1,9% p/v en etanol al 85% v/v; las partículas tenían una densidad
estándar (aproximadamente 1 g/cc). La temperatura de entrada fue de
150ºC, la de salida, 85ºC, la presión de atomización fue de 1
kp/cm^{2} (14,22 psi) y el caudal de alimentación fue de 30
ml/min. Las partículas producidas tenían una densidad en estado
compactado de 0,62 g/ml y un diámetro medio de 6 \mum, lo que da
un diámetro aerodinámico aproximado de 4,7 \mum.
\newpage
Para producir partículas porosas y ligeras, se
probaron muchas combinaciones de condiciones operativas y
composiciones del polvo. Otro ejemplo de la preparación de
partículas de baja densidad es el siguiente: se preparó una solución
con un 90% de \beta-estradiol y un 10% de DPPC
(en peso) en etanol al 95%. A continuación, la solución se combinó
con agua desionizada para formar una solución en etanol al 85%. La
concentración total del polvo era del 1,1% p/v. Las condiciones de
trabajo fueron las siguientes: temperatura de entrada, 110ºC,
temperatura de salida, 85ºC, presión de atomización, 1 kp/cm^{2}
(14,22 psi) y el caudal de alimentación fue de 30 ml/min. El
rendimiento fue del 53,0%. El polvo resultante tenía buena fluencia
y estaba compuesto por partículas de forma irregular y de
superficie rugosa, según se comprobó mediante microscopía
electrónica de barrido (SEM). El diámetro medio, determinado con el
Microtrac, calculado sobre el volumen, fue de 6 \mum. La densidad
en estado compactado era de 0,28, lo que da un diámetro
aerodinámico aproximado de 2,6 micrómetros, que se sitúa en el
intervalo deseado (entre uno y cinco micrómetros).
Se pueden crear partículas "portadoras" para
mimetizar a las transportadoras de fármaco cuya concentración de
excipientes es similar. A continuación se analizan estudios de
caso de las cuatro partículas portadoras, seguidas de dos ejemplos
en los que se añade una pequeña concentración del fármaco a la
partícula portadora. En este ejemplo se considera que existe un
pequeño porcentaje de fármaco en la partícula cuando es inferior
al 20% del peso total del polvo.
Las partículas portadoras de densidad estándar se
pueden preparar mediante diversos métodos. Un ejemplo es la
formulación siguiente. Una solución de lactosa en agua desionizada
y DPPC en etanol se combinaron para crear una solución con
porcentajes relativos del 67% de lactosa y el 37% de DPPC (en peso)
en etanol al 85%, con una concentración total de polvo en la
solución del 0,1% p/v, aproximadamente. La solución se secó
mediante pulverización en las condiciones siguientes: temperatura de
entrada, 200ºC, temperatura de salida, 119ºC, presión de
atomización, 3 kp/cm^{2} (42,72 psi) y el caudal de alimentación
fue de 40 ml/min. El rendimiento de este lote fue del 29,3%. El
polvo secado por pulverización tenía una densidad en estado
compactado de 0,41 g/ml y un diámetro medio por volumen de 2,5
\mum (estimado mediante microscopía electrónica de barrido), lo
que da un diámetro aerodinámico aproximado de 1,6 micrómetros, que
se encuentra en el intervalo deseado (entre uno y cinco
micrómetros).
La composición del polvo, su concentración, la
composición de solvente y las condiciones de trabajo del secador
por pulverización son algunos de los factores que se pueden variar
con el fin de producir partículas portadoras porosas y ligeras. Se
pueden fabricar partículas porosas, grandes, con morfología similar
a la de una rosquilla. Por ejemplo, tales partículas se pueden
preparar creando una solución que incluya un 33% de albúmina
humana, un 33% de lactosa y un 33% de DPPC en peso. La albúmina
humana y la lactosa se disolvieron en agua desionizada y la DPPC
se disolvió en etanol al 95%. Las dos soluciones se combinaron
para dar lugar a una solución de etanol al 85%. La concentración
total del polvo era del 0,1% p/v. La solución se secó mediante
pulverización en las condiciones siguientes: temperatura de
entrada, 110ºC, temperatura de salida, 60ºC, presión de
atomización, 3 kp/cm^{2} (42,72 psi) y el caudal de alimentación
fue de 40 ml/min. El rendimiento de este lote fue del 38,5%. La
densidad en estado compactado (masa) de las partículas resultantes
fue de 0,16 g/ml y el tamaño de esta partícula conforme al
contador Coulter fue de 7,6 \mum, lo que da un diámetro
aerodinámico aproximado de 3,0 \mum. (Nota: Los volúmenes
promedio aproximados que se calculan con microscopía electrónica
de barrido y los determinados con el contador Coulter se pueden
considerar equivalentes).
Se pueden utilizar diversos métodos para aumentar
el tamaño de las partículas. Las partículas que se han preparado
en este ejemplo tenían aproximadamente la misma morfología que las
del Ejemplo 7, pero su tamaño era mayor. Las partículas se
prepararon como sigue: Se secó por pulverización una solución con
un 20% de albúmina humana, un 20% de lactosa y un 60% de DPPC en
peso. La albúmina humana y la lactosa se disolvieron en agua
desionizada y la DPPC se disolvió en etanol al 95%. Las dos
soluciones se combinaron para formar una solución de etanol al 85%.
La concentración total de polvo fue del 0,2% p/v. La solución se
secó mediante pulverización en las condiciones siguientes:
temperatura de entrada, 110ºC, temperatura de salida, 51 ºC, presión
de atomización, 2 kp/cm^{2} (28,48 psi) y el caudal de
alimentación fue de 66 ml/min. El rendimiento de este lote fue del
48,6%. La densidad en estado compactado de las partículas
resultantes fue de 0,04 g/ml, y el tamaño medio de las partículas,
medido por microscopía electrónica de barrido fue de 10 \mum, lo
que da un diámetro aerodinámico aproximado de 2,0 micrómetros.
Este ejemplo demuestra que añadir menos del 20%
de fármaco (en peso) cambia poco la morfología de las partículas,
su tamaño, la densidad en estado compactado y las características
de aerosolización. Por ejemplo, se añadió insulina humana en una
concentración aproximada del 2% en peso a las partículas del Ejemplo
7. Las partículas se prepararon secando por pulverización una
solución que tenía el 2% de insulina humana, el 19% de albúmina
humana, el 19% de lactosa y el 60% de DPPC, en peso. La insulina
humana, la albúmina humana y la lactosa se disolvieron en agua
desionizada y la DPPC se disolvió en etanol al 95%. La solubilidad
de la insulina humana en agua desionizada se incrementó añadiendo
unas gotas de NaOH (5 g de NaOH/100 ml de agua desionizada) hasta
que la insulina comenzó a disolverse. Las dos soluciones se
combinaron para formar una solución en etanol al 85%. La
concentración total del polvo fue del 0,1% p/v. La solución se
secó mediante pulverización en las condiciones siguientes:
temperatura de entrada, 110ºC, temperatura de salida, 61 ºC,
presión de atomización, 3 kp/cm^{2} (42,72 psi) y el caudal de
alimentación fue de 40 ml/min. El rendimiento de este lote fue del
51,1%. La densidad en estado compactado de las partículas
resultantes fue de 0,05 g/ml, y el tamaño medio de las partículas,
medido por microscopía electrónica de barrido, fue de 10 \mum,
lo que da un diámetro aerodinámico aproximado de 1,5 micrómetros. La
morfología de las partículas era muy similar a las partículas del
Ejemplo 7. Los estudios de aerosolización de estas partículas
dieron los resultados siguientes: la fracción aerosolizada fue del
45,0%, la fracción respirable del 15,5%, la fracción respirable del
aerosol inhalado fue del 58,3%.
Se prepararon también partículas de albuterol con
una cantidad relativamente pequeña del fármaco (en peso). En este
ejemplo las partículas se prepararon conforme al procedimiento del
Ejemplo 6, salvo que se añadió a la partícula un 4% de albuterol
(en peso). Las partículas se formaron mediante secado por
pulverización de una solución compuesta por un 4% de albuterol, un
33% de albúmina humana, un 33% de lactosa y un 33% de DPPC (en
peso). El albuterol, la albúmina humana y la lactosa se disolvieron
en agua desionizada y la DPPC se disolvió en etanol al 95%. Las dos
soluciones se combinaron para formar una solución en etanol al 85%.
La concentración total del polvo fue del 0,1% p/v. La solución se
secó mediante pulverización en las condiciones siguientes:
temperatura de entrada, 110ºC, temperatura de salida, 60ºC, presión
de atomización, 3 kp/cm^{2} (42,72 psi) y el caudal de
alimentación fue de 40 ml/min. El rendimiento de este lote fue del
46,8%. La densidad en estado compactado de las partículas
resultantes fue de 0,15 g/ml y el tamaño de las partículas, medido
con un contador Coulter, dio como resultado 7,2 \mum, lo que da
un diámetro aerodinámico aproximado de 2,8 \mum.
La liberación constante de la insulina desde las
partículas se logró insolubilizando esta proteína. La insulina se
disolvió en agua ultrapura (0,02% p/v). A continuación se añadió
protamina (en la proporción 5/1 p/p de insulina/protamina) para
formar un complejo de insulina/protamina. La complejación provoca
la precipitación de la insulina. El complejo se disolvió elevando
el pH hasta 5, aproximadamente, con HCl, de manera que la solución
se pudiera secar por pulverización. A continuación se añadió lactosa
a la solución. Seguidamente la solución acuosa se mezcló con una
solución de etanol al 95% v/v que contenía DPPC. La concentración
final de cada excipiente en la solución al 85% v/v fue (en %):
insulina, 2, protamina, 0,4, lactosa, 37,6, DPPC, 60% p/v. La
solución se secó mediante pulverización en las condiciones
siguientes: temperatura de entrada, 110ºC, temperatura de salida,
60ºC, presión de atomización, 3 kp/cm^{2} (42,72 psi) y el caudal
de alimentación fue de 40 ml/min. Se evaluó la capacidad de las
partículas de cara a permitir una liberación sostenida in
vitro. Las partículas suspendidas en una solución salina con
tampón de fosfatos a pH 7,4 liberaron menos del 10% de la insulina
que llevaban durante las 5 horas siguientes a realizar la
suspensión.
Se prepararon partículas que contenían un
complejo de insulina/protamina/zinc conforme al proceso indicado en
el Ejemplo 11. La concentración final de cada excipiente en la
solución de etanol/agua (85:15% v/v) fue, en % p/v: insulina, 2,
protamina, 0,6, cloruro de zinc, 0,25, lactosa, 32,4, DPPC, 60. La
solución se secó por pulverización utilizando las mismas
condiciones que en el Ejemplo 11. La formulación también exhibió
una liberación sostenida de la insulina in vitro.
Las partículas (8 mg) se inhalaron a los pulmones
de ratas mediante los procedimientos descritos en Edwards, et
al. (Science, 276, 1868 (1997)). A efectos de realizar
una comparación, también se inyectaron partículas de insulina de
liberación no continua, por vía subcutánea, siendo idéntico el
contenido de esta hormona (sin protamina ni zinc) y también se
sometieron a inhalación. La Figura 5 muestra la concentración
plasmática por unidad de tiempo de la insulina administrada por
distintas vías. Las partículas inhaladas de protamina/zinc dieron
lugar a concentraciones plasmáticas de insulina constantes y
elevadas durante 24 horas como mínimo, a diferencia de lo que
ocurrió con las partículas sin protamina ni zinc, que liberaron la
insulina en menos de 5 horas, aproximadamente.
\newpage
Se pueden formar complejos con agentes
terapéuticos distintos de la insulina de la misma manera, y se
pueden incluir en las partículas. Las proteínas cuyo punto
isoeléctrico es inferior (pI) al pH fisiológico de 7,4, como ocurre
con la insulina (pI=5,3) pueden precipitarse de la misma manera
usando protamina (por ejemplo, la hormona del crecimiento: pI=4,9).
Es posible lograr la precipitación de las proteínas cuyo pI es
superior al pH de 7,4 (por ejemplo, la LHRH o la calcitonina)
usando un compuesto cargado negativamente (por ejemplo,
dextrano-sulfato) o añadiendo una sal apropiada.
Este enfoque se puede ampliar a otros fármacos (por ejemplo, la
heparina) distintos de las proteínas de uso terapéutico.
Se prepararon partículas de albuterol para
evaluar la liberación sostenida de una molécula hidrófila a partir
de las partículas. Se prepararon partículas que contenían
albuterol por el método descrito en el Ejemplo 7, reduciendo los
porcentajes de lactosa y de albúmina (aunque manteniendo las
mismas proporciones relativas) y añadiendo colesterol (en distintos
porcentajes: 6, 8, 10, 25%) y albuterol (4%). La adición de
colesterol dio lugar a una menor liberación de albuterol, tal y como
se muestra en la Figura 6. La concentración de albuterol se midió
utilizando un espectrofotómetro UV. Los datos mostrados en la
Figura 6 demuestran que se puede añadir colesterol a las partículas
para suministrar una liberación sostenida del albuterol. Se pueden
lograr resultados similares incrementando la concentración de DPPC
por encima del 60%.
Se prepararon partículas (diámetro medio: 10
\mum; densidad en estado compactado: 0,06 gramos^{3}) tal y
como se describe en el Ejemplo 7 con un 60% de DPPC, un 18% de
albúmina, un 18% de lactosa y un 4% de albuterol para demostrar que
se podía lograr también la liberación constante de una molécula
hidrófila como el albuterol sin utilizar colesterol. La liberación
in vitro del albuterol se muestra en la Figura 7 tanto para
esta formulación como para la de liberación no sostenida que incluía
sólo lactosa (96%) y albuterol (4%). Incluso sin colesterol, la
liberación de albuterol fue sostenida durante casi 24 horas.
Se administraron partículas (5 mg, es decir, una
dosis de 200 \mug de albuterol) a conejos de indias usando los
procedimientos ya utilizados en el Ejemplo 12 para demostrar que
la liberación sostenida de albuterol puede producir una
broncodilatación mantenida en el tiempo. A los animales se les
administró carbacol antes de medir la resistencia de las vías
respiratorias. La resistencia de las vías respiratorias se
monitorizó con un sistema Buxco. La resistencia de las vías
respiratorias cayó abruptamente tras la inhalación de partículas
porosas grandes (Figuras 7 y 8) y se mantuvo a niveles
estadísticamente bajos durante un día, aproximadamente (n=y).
Se administraron también partículas
"placebo" (60% de DPPC, 20% de albúmina, 20% de lactosa),
preparadas tal y como se describe en el Ejemplo 11. La resistencia
de las vías respiratorias tras la exposición al carbacol se midió a
las 8 y a las 15 horas de la inhalación. La resistencia de las
vías respiratorias fue de 1,0\pm0,3 y de 1,0\pm0,2
cmH_{2}O/ml/s, demostrativa de que la broncodilatación observada
en la Figura 8 se debió a la lenta liberación del albuterol.
La liberación lenta del albuterol se consiguió
también in vitro usando partículas preparadas según los
métodos indicados en el Ejemplo 7 con un 10% de DPPC, un 86% de
albúmina y un 4% de albuterol. Sin embargo, las partículas
preparadas con un 10% de DPPC, un 43% de albúmina, un 43% de
lactosa y un 4% de albuterol no mostraron una liberación de
albuterol significativamente más baja in vitro, lo que indica
que con un contenido relativamente bajo de DPPC el contenido alto
en albúmina es favorable para lograr la liberación sostenida del
albuterol.
Estos ejemplos demuestran que, eligiendo la
composición de los materiales secados por pulverización y variando
los parámetros de este tipo de secado, se pueden controlar de una
manera efectiva las propiedades aerodinámicas de las partículas
inhaladas. Más específicamente, la composición del material secado
por pulverización influye especialmente en la densidad y en la
forma de las partículas, mientras que los parámetros del secado
por pulverización tienen un efecto mayor sobre el tamaño de
aquellas. Por ejemplo, aumentar la proporción de lactosa en las
partículas aumenta el peso de éstas, mientras que incrementar el
contenido en albúmina o dipalmitoilfosfatidilcolina (DPPC) las
hace más ligeras. Aumentar el contenido de DPPC también incrementa
el tamaño de la partícula. No obstante, cuando se incluye en las
partículas una proporción relativamente pequeña de fármaco, las
características de las partículas sufren relativamente pocos
cambios. Reducir la temperatura de entrada aumenta mucho el tamaño
de las partículas sin influir mucho en la densidad en estado
compactado. Aumentar la velocidad de alimentación y reducir la
presión del aire comprimido tienden ambas a aumentar el tamaño de
las partículas sin influir mucho en su densidad. Sin embargo, estos
efectos son inferiores a los que tiene la temperatura.
Se fabricaron partículas porosas grandes o
ligeras aerodinámicamente secando por pulverización una mezcla de
cosolvente de etanol y agua que muestra una concentración de
soluto disuelto del 0,1%. Las partículas secas o polvos se
obtuvieron utilizando un secador portátil por pulverización Niro
(NIRO, Columbia, MD) y contenían un 4% de sulfato de albuterol, un
18% de albúmina sérica, un 18% de lactosa y un 60% de
dipalmitoilfosfatidilcolina (DPPC) (los porcentajes son en peso). La
densidad en estado compactado se midió con un Dual Platform
Microprocessor Controlled Tap Density Tester (Vankel, NC), que es
utiliza método para la densidad en estado compactado conforme a la
USP. La densidad en estado compactado del polvo fue de 0,05
g/cm^{3}. La distribución de tamaños geométricos se midió
utilizando un Coulter Multisizer IIe. El diámetro geométrico medio
fue de 10 micrómetros. El diámetro aerodinámico teórico medio
correspondiente a la densidad en estado compactado medida y el
tamaño geométrico medido fue de 2,2 micrómetros, que es inferior o
igual a 3 micrómetros e ideal para la inhalación en las vías
respiratorias periféricas o alvéolos. El diámetro aerodinámico medio
del polvo seco se midió experimentalmente según el dispositivo de
tiempo de vuelo denominado Aerosizer and Aerodispenser (API,
Amherst) en función de la tasa de cizallamiento, para determinar
el diámetro aerodinámico medio mínimo del polvo (es decir, en su
estado completamente desagregado). El diámetro aerodinámico medio
no cambió en el intervalo de 1-5 psi, lo que
indica que el polvo se encontraba en estado de desagregación
completa. Como se ilustra en la Figura 9, se encontró que este
diámetro era de 2,9 micrómetros. Los parámetros relacionados con
los datos que se reflejan en la Figura 9 se tabulan en la Tablas 6
y 7.
| Parámetros | Control de | % por debajo | Tamaño | % por debajo | Tamaño |
| dispersador | |||||
| Material: | Tipo de | ||||
| aerodinámico | dispersador: | ||||
| AeroDisperser | 5% | 1,350 | 55% | 3,005 | |
| Densidad: 1,00 | Esfuerzo cortante: | ||||
| 1,0 0,1 psi | 10% | 1,662 | 60% | 3,129 | |
| Duración de la | Velocidad de | ||||
| prueba (s): 57,0 | alimentación: | ||||
| 5000, 1000 | 15% | 1,884 | 65% | 3,253 | |
| Tensión de los tubos | |||||
| fotomultiplicadores | |||||
| (voltios): 1100,0 | 20% | 2,070 | 70% | 3,388 | |
| Corriente del láser | Desaglomeración: | ||||
| (mA): 39,2 | Normal | 25% | 2,232 | 75% | 3,527 |
| Frecuencia del | Vibración de la | ||||
| reloj (MHz): 40,0 | aguja: Activada | 30% | 2,377 | 80% | 3,686 |
| Suma de canales: | |||||
| 187670 | 35% | 2,511 | 85% | 3,894 | |
| Límite inferior | |||||
| de tamaños: 0,50 | 40% | 2,637 | 90% | 4,154 | |
| Límite superior | |||||
| de tamaños: 998,00 | 45% | 2,763 | 95% | 4,493 | |
| Tipo de boquilla: | |||||
| 700 micrómetros | 50% | 2,888 | |||
| Desvío de la línea | |||||
| basal: 0,10 | |||||
| Filtro de ruido: | Exploraciones | ||||
| 6,00 | 25 y 26 combinadas | ||||
| Entre 2,6 y 2,6 | |||||
| micrómetros | |||||
| Tamaño medio: | D(4,3): 2,895 | Modo (escala lineal): | |||
| 2,718 | 3,00 | ||||
| Desviación | D(3,2): 2,507 | Superficie específica: | |||
| estándar: 1,457 | 2,39 m^{2}/g, |
A continuación, el polvo se colocó en una cápsula
de gelatina endurecida del Nº 2 y se cargó en el DPI tal y como se
describe en la patente de EE.UU Nº 4.069.819, otorgada el 5 de
agosto de 1978 a Valentini et al. El polvo se aspiró en el
Aerosizer a un caudal de 30 l/min., característico de la
respiración normal. También se muestra en la Figura 9 la
distribución de tamaños aerodinámicos tras la emisión del polvo
desde el DPI. El diámetro aerodinámico medio del polvo que salía del
inhalador fue de 3,8 micrómetros, que es superior a los 2,7
micrómetros debido a que se produce agregación del polvo en el
inhalador. El diámetro aerodinámico medio mayor tras la
administración desde del DPI se puede utilizar con ventaja cuando
se trata de un fármaco cuyo lugar de acción diana se encuentra en
las vías respiratorias centrales o superiores. El albuterol es un
fármaco de este tipo. Ajustando los parámetros del inhalador y la
composición química de la partícula, se pueden obtener valores
promedio de tamaño aerodinámico comprendidos dentro en el
intervalo de los 3-5 micrómetros, o
3-10 micrómetros, incluso aunque el diámetro
aerodinámico medio del polvo original sea inferior a 3
micrómetros.
Se produjeron partículas de estradiol porosas
grandes o ligeras aerodinámicamente secando por pulverización una
mezcla de cosolvente de etanol y agua que contenía una
concentración de soluto disuelto igual al 0,3%. Las partículas o
polvos se secaron por pulverización utilizando un secador de este
tipo, portátil, de Niro (NIRO, Columbia, MD) y contenían un 90% de
estradiol en peso y un 10% de DPPC en peso. La densidad en estado
compactado se midió con un Dual Platform Microprocessor Controlled
Tap Density Tester (Vankel, NC), que utiliza un método para medir la
densidad en estado compactado conforme a la USP. La densidad en
estado compactado del polvo fue de 0,08 g/cm^{3}. La
distribución de tamaños geométricos se midió utilizando un Coulter
Multisizer. El diámetro geométrico medio fue de 10 micrómetros. El
diámetro aerodinámico teórico medio correspondiente a la densidad
en estado compactado medida y el tamaño geométrico medido fue de
2,8 micrómetros, que es inferior o igual a 3 micrómetros e ideal
para la inhalación en las vías respiratorias periféricas o
alvéolos. El diámetro aerodinámico medio del polvo seco se midió
con el Aerosizer utilizado en el Ejemplo 15, en función de la tasa
de cizallamiento, para determinar el diámetro aerodinámico medio
mínimo del polvo (es decir, en su estado completamente
desagregado). Los resultados de este estudio se resumen en la Fig.
10. Los parámetros relacionados con los datos que aparecen en la
Figura 10 se tabulan en las Tablas 8 y 9. Con todas las tasas de
cizallamiento el diámetro aerodinámico medio estuvo cercano a 3
micrómetros. El polvo se colocó en una cápsula de gelatina dura del
Nº 2 y se cargó en el DPI, tal y como se describe en el Ejemplo
15. Este polvo se aspiró al Aerosizer a unos caudales de 10, 15 y
30 l/min., característicos de la respiración normal a lenta. La
Figura 11 resume la distribución de tamaño aerodinámicos que aparece
tras la salida del polvo desde el DPI. Los parámetros relacionados
con los datos que aparecen en la Figura 11 se tabulan en las
Tablas 10 y 11. El diámetro aerodinámico medio estaba próximo a 5
micrómetros cuando el caudal era el inferior y estaba próximo al
diámetro aerodinámico medio del polvo desagregado de igual a 3 o
más micrómetros cuando el caudal era de 15 l/min. Esto demuestra
que se puede conseguir la deposición en la zona alveolar del
pulmón cuando se utilizan partículas grandes y porosas de estradiol
en caso de que estas se inhalen desde el dispositivo y a los
pulmones a un caudal de 30 l/min. o más; como alternativa, si se
desea una mayor deposición central de las partículas, la inhalación
de las procedentes del inhalador da lugar a una agregación
suficiente como para lograr este patrón de deposición.
Por lo tanto, los polvos con partículas porosas
grandes cuyo valor de diámetro aerodinámico están comprendidos en
el intervalo de 1 a 3 micrómetros pueden inhalarse en los pulmones
bien si tienen un diámetro aerodinámico medio comprendido en este
intervalo, bien si es mayor, según las necesidades del tratamiento;
tal cosa se consigue utilizando los polvos en un dispositivo
inhalador y diseñando adecuadamente tanto los polvos como el
dispositivo.
(Tabla pasa a la página
siguiente)
| Parámetros | Control de | % por debajo | Tamaño | % por debajo | Tamaño |
| dispersador | |||||
| Material: | Tipo de | ||||
| aerodinámico | dispersador: | ||||
| AeroDisperser | 5% | 1,468 | 55% | 3,524 | |
| Densidad: 1,00 | Esfuerzo cortante: | ||||
| 1,0 0,1 psi | 10% | 1,849 | 60% | 3,725 | |
| Duración de la | Velocidad de | ||||
| prueba (s): 111,5 | alimentación: 5000, 1000 | 15% | 2,088 | 65% | 3,925 |
| Tensión de los tubos | |||||
| fotomultiplicadores | |||||
| (voltios): 1100,0 | 20% | 2,284 | 70% | 4,133 | |
| Corriente del láser | Desaglomeración: | ||||
| (mA): 39,7 | Normal | 25% | 2,461 | 75% | 4,361 |
| Frecuencia del | Vibración de | ||||
| reloj (MHz): 40,0 | la aguja: Activada | 30% | 2,634 | 80% | 4,616 |
| Suma de canales: | |||||
| 525388 | 35% | 2,806 | 85% | 4,943 | |
| Límite inferior | |||||
| de tamaños: 0,50 | 40% | 2,978 | 90% | 5,415 | |
| Límite superior | |||||
| de tamaños: 998,00 | 45% | 3,153 | 95% | 6,108 | |
| Tipo de boquilla: | |||||
| 700 micrómetros | 50% | 3,336 | |||
| Desvío de la línea | |||||
| basal: 0,10 | |||||
| Filtro de ruido: 6,00 | Exploraciones 293 | ||||
| y 294 combinadas | |||||
| Entre 2,5 y 2,5 | |||||
| micrómetros | |||||
| Tamaño medio: 3,204 | D(4,3): 3,494 | Modo (escala lineal): 2,91 | |||
| Desviación estándar: | D(3,2): 2,890 | Superficie específica: | |||
| 1,544 | 2,08 m^{2}/g |
| Parámetros | Control de | % por debajo | Tamaño | % por debajo | Tamaño |
| dispersador | |||||
| Material: | Tipo de dispersador: | ||||
| aerodinámico | AeroBreather | 5% | 2,393 | 55% | 5,965 |
| Densidad: 1,00 | Respiración | ||||
| (l/min.): 10,0 | 10% | 2,868 | 60% | 6,329 | |
| Duración de la | Volumen de | ||||
| prueba (s): 64,9 | respiración (l): 1,0 | 15% | 3,277 | 65% | 6,714 |
| Tensión de los tubos | Aceleración: 1,0 | 20% | 3,636 | 70% | 7,138 |
| fotomultiplicadores | |||||
| (voltios): 1100,0 | |||||
| Corriente del láser | |||||
| (mA): 392 | 25% | 3,960 | 75% | 7,638 | |
| Frecuencia del | |||||
| reloj (MHz): 40,0 | 30% | 4,274 | 80% | 8,214 | |
| Suma de canales: | |||||
| 921984 | 35% | 4,586 | 85% | 8,838 | |
| Límite inferior | |||||
| de tamaños: 0,50 | 40% | 4,914 | 90% | 9,610 | |
| Límite superior | |||||
| de tamaños: 998,00 | 45% | 5,255 | 95% | 10,36 | |
| Tipo de boquilla: | |||||
| 700 micrómetros | 50% | 5,609 | |||
| Desvío de la línea | |||||
| basal: 0,10 | |||||
| Filtro de ruido: | Exploraciones 301 | ||||
| 6,00 | y 302 combinadas | ||||
| Entre 11,1 y 11,3 | |||||
| micrómetros | |||||
| Tamaño medio: 5,374 | D(4,3): 5,901 | Modo (escala lineal): 4,47 | |||
| Desviación estándar: 1,567 | D(3,2): 4,829 | Superficie específica: 114 m^{2}/g, |
Claims (8)
1. El uso de partículas para la fabricación de un
medicamento para administrar el fármaco al sistema pulmonar, que
comprende:
partículas que han de administrarse, en una
cantidad que resulte efectiva, al tracto respiratorio de un
paciente necesitado de tratamiento, profilaxis o diagnóstico, donde
las partículas se componen de un agente de diagnóstico, terapéutico
o profiláctico y de un material seleccionado de un grupo compuesto
por un tensioactivo y una molécula que tiene una carga opuesta a
la carga del agente y complejada con él, teniendo dichas
partículas una densidad en estado compactado inferior a 0,4
g/cm^{3}, un diámetro medio comprendido entre 5 y 30 \mum y un
diámetro aerodinámico comprendido entre 1 y 3 \mum
(micrómetros);
en donde, antes o durante la administración al
tracto respiratorio, las partículas se agregan para formar
partículas agregadas, teniendo dichas partículas agregadas un
diámetro aerodinámico comprendido entre 3 y 5 \mum
(micrómetros).
2. El uso indicado en la reivindicación 1, donde
el agente incluye albuterol y/o estradiol.
3. El uso indicado en la reivindicación 1, donde
el tensioactivo: (a) comprende un fosfoglicérido; (b) comprende
dipalmitoil-L-alfa-fosfatidilcolina;
y/o (c) es endógeno al pulmón.
4. El uso indicado en la reivindicación 1, donde
el agente complejado comprende un complejo de insulina: protamina:
zinc .
5. Partículas agregadas para la administración de
fármacos al sistema pulmonar de diámetro aerodinámico comprendido
entre tres y cinco \mum (micrómetros) y que comprenden
partículas provistas de un agente terapéutico, de diagnóstico o
profiláctico y bien (a) un tensioactivo, o bien (b) una molécula
donde el agente tiene una carga y la molécula tiene una carga
opuesta a la carga del agente y complejado con él, teniendo las
partículas una densidad en estado compactado inferior a 0,4
g/cm^{3}, muestran un diámetro medio comprendido entre 5 y 30
\mum y un diámetro aerodinámico comprendido entre 1 y 3 \mum
(micrómetros).
6. Las partículas indicadas en la reivindicación
5, donde: (a) el agente complejado comprende insulina: protamina:
zinc; (b) comprende albuterol; o (c) comprende estradiol.
7. Las partículas indicadas en la reivindicación
5, donde el tensioactivo comprende: (a) un fosfoglicérido; (b)
dipalmatoil L-alfafosfatidilcolina; o (c) un
tensioactivo endógeno del pulmón.
8. Las partículas de la reivindicación 5, que
tienen el tensioactivo y la molécula.
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