Биодеградируемый многослойный имплант для введения лекарственных веществ в витреальную полость глаза
Изобретение относится к медицине, а именно к офтальмологии, и может быть использовано для введения лекарственных веществ в витреальную полость глаза. Слои импланта выполнены в виде конгруентных друг другу эллипсоидов вращения, состоящих из полимеров и/или сополимеров гликозаминогликанов, молочной кислоты и поливинилпирролидона, при этом слои, насыщенные лекарственным веществом, чередуются со слоями, не насыщенными лекарственным веществом, а растворимость каждого слоя импланта обеспечивается гидролизом поперечных сшивок и прямопропорционально зависит от их количества. Изобретение обеспечивает достижение и поддержание требуемой концентрации лекарственного препарата в витреальной полости в течение необходимого количества времени; отсутствие риска повреждения внутриглазных структур высокой концентрацией лекарственного вещества; уменьшение интраоперационной травмы. 1 з.п. ф-лы.
Изобретение относится к медицине, а именно к офтальмологии, и может быть использовано для введения лекарственных веществ в витреальную полость глаза.
При лечении витреоретинальной офтальмопатологии существует проблема создания постоянной и достаточной концентрации лекарственных препаратов в очаге поражения. Согласно данным литературы при использовании традиционных путей введения лекарственных средств (инстилляции лекарственных препаратов в конъюнктивальную полость, субъконъюнктивальные, пара- и ретробульбарные инъекции, системное введение препаратов) удается создать их терапевтическую концентрацию только в структурах переднего отдела глаза и в сосудистом тракте. В связи с этим, по мнению ряда авторов, лишь интравитреальное введение препаратов может обеспечить их эффективную концентрацию в витреальной полости (Shah G.K. et al., 2000, Travis A. Meredith, 2008). По мнению Kim S.H. и Edelhauser H.F., биодоступность лекарственного вещества при интравитреальном введении для структур заднего сегмента глаза по сравнению с другими путями доставки значительно выше. Однако, согласно данным Ghate D., Durairaj С, наличие таких механизмов, как пути циркуляции и выведения внутриглазной жидкости (увеосклеральный, супрахориоидальный, трансретинальный) приводят к быстрому снижению пика концентрации лекарственного вещества до нетерапевтического уровня, вследствие чего требуется повторное введение препарата.
Попытки улучшить доставку лекарственных веществ к заднему отрезку глаза и уменьшить необходимость повторных инъекции привели к созданию различных видов имплантов. В настоящее время предпочтение отдается биодеградируемым имплантам, не требующим их последующего удаления, что снижает риск развития послеоперационных осложнений.
Известен биодеградируемый глазной имплант, включающий биодеградируемый полимер, в слоях которого гомогенно распределено лекарственное вещество (заявка на изобретение WO 2012021108 (А1)). Слои импланта могут состоять из: полимеров, представляющих собой мономеры органических эфиров или полиэфиров; ангидридов амидов и их комбинаций; гидрофильных или гидрофобных концов сополимера молочной и гликолиевой кислот (ПМГК), при этом соотношение гидрофильных концов к гидрофобным варьирует от 10:1 до 1:10 по весу. Предпочтительным соотношением является отношение гидрофильных концов к гидрофобным как 3:1.
Процесс деградации полимерного остова происходит путем гидролиза. Высвобождение лекарственного вещества происходит в результате эрозии полимера и диффузии лекарственного вещества во внутриглазную жидкость.
Длительность высвобождения лекарственного вещества из импланта может варьировать от 35 дней до 12 месяцев. На скорость высвобождения влияют: размер частицы лекарственного вещества, его растворимость, способ его укладки, площадь поверхности импланта, скорость образования эрозии полимера. Процент высвободившегося вещества во внутриглазную жидкость в течение месяца наблюдения в in vivo эксперименте на кроликах породы Шиншилла составляет: в 1-е сутки после имплантации - 10-15%; 3-и сутки - 15-20%; 7-е сутки - 3-5%; 14-е сутки 25-35%; 21-е сутки - 60-65%; 28-е сутки - более 80%.
Вес многослойного импланта составляет от 500 до 1500 мг, размер импланта - 0,1-1,0 мм. Форма импланта может быть разнообразной: в виде округлого или овального диска, пленки, стержня. Данный имплант может быть введен в витреальную полость с помощью троакара, пинцета или с помощью аппликатора системы 18-30 G.
Недостатком данного импланта является непрерывное выделение лекарственного вещества, обусловленное конструкцией импланта, каждый слой которого насыщен лекарственным веществом, и кинетикой диффузии действующего вещества, что может привести к превышению терапевтической концентрации препарата ввиду неконтролируемого времени распада оболочек импланта и токсическому действию на внутриглазные структуры.
Задачей изобретения является создание биодеградируемого многослойного импланта, обеспечивающего постоянную и достаточную терапевтическую концентрацию лекарственного вещества в полости глаза при лечении различных витреоретинальных заболеваний.
Техническим результатом является достижение и поддержание требуемой концентрации лекарственного препарата в витреальной полости в течение необходимого количества времени; отсутствие риска повреждения внутриглазных структур высокой концентрацией лекарственного вещества; уменьшение интраоперационной травмы.
Технический результат достигается за счет того, что:
1) слои импланта выполнены в виде конгруентных друг другу эллипсоидов вращения, состоящих из полимеров и/или сополимеров гликозаминогликанов, молочной кислоты и поливинилпирролидона;
2) слои импланта, насыщенные лекарственным веществом, чередуются со слоями импланта, не насыщенными лекарственным веществом, что обеспечивает достижение и поддержание требуемой концентрации лекарственного препарата в витреальной полости в течение необходимого количества времени; отсутствие риска повреждения внутриглазных структур высокой концентрацией лекарственного вещества;
3) растворимость каждого слоя импланта обеспечивается гидролизом поперечных сшивок и прямопропорционально зависит от их количества.
В процессе изготовлении импланта, варьируя толщиной каждого слоя и количеством сшивок, образующихся при γ-излучении, регулируют скорость резорбции импланта. Это позволяет контролировать процесс высвобождения лекарственного вещества и поддерживать его достаточную концентрацию на требуемом уровне в течение заданного времени. Таким образом исключатся возможность превышения требуемой концентрации препарата в витреальной полости и токсический эффект на внутриглазные структуры.
4) Диаметр импланта составляет от 0,03 до 0,3 мм, что способствует уменьшению интраоперационной травмы.
На современном этапе развития витреоретинальная хирургия идет по пути уменьшения калибра инструментария и, как следствие, уменьшения хирургической травмы. В экспериментальной работе на трупных донорских глазах доктором Y. Oshima [Oshima Y., Wakabayashi Т., Sato Т.A 27-gauge instrument system for transconjuctival sutureless microincision vitrectomy surgery // Ophthalmology. - 2010. - V.l 17. - P.93-102.] было доказано, что калибр 27G (0,4 мм) является максимальным диаметром, позволяющим склеральному разрезу герметично закрываться без наложения дополнительных швов, что способствует меньшей интраоперационной травме и снижает риск развития послеоперационных осложнений.
Технический результат достигается тем, что в биодеградируемом многослойном импланте, включающем биодеградируемый полимер, в слоях которого гомогенно распределено лекарственное вещество, согласно изобретению, слои импланта выполнены в виде конгруентных друг другу эллипсоидов вращения, состоящих из полимеров и/или сополимеров гликозаминогликанов, молочной кислоты и поливинилпирролидона, при этом слои, насыщенные лекарственным веществом, чередуются со слоями, не насыщенными лекарственным веществом, а растворимость каждого слоя импланта обеспечивается гидролизом поперечных сшивок и прямопропорционально зависит от их количества.
Биодеградируемый многослойный имплант для введения лекарственных веществ в витреальную полость глаза изготавливают следующим образом.
Проводят экструдирование водных растворов полимеров и/или сополимеров гликозаминогликанов, молочной кислоты и поливинилпирролидона через молекулярное сито и формируют затравки размером от 0,1 до 0,3 микрон. Частицы полученного раствора через сито экструйдера попадают в камеру с инертным газом с температурой от 100 до 150°C, при этом содержащаяся в частицах раствора вода испаряется. Таким образом, формируют затравки в виде "сухих" эллипсоидов вращения. Данные затравки дополнительно высушивают, после чего сшивают γ-излучением дозой 1,5 мегарад. Скрепленные поперечными сшивками затравки вновь переносят в водный раствор полимеров и/или сополимеров гликозаминогликанов, молочной кислоты и поливинилпирролидона с растворенным в них лекарственным веществом в требуемой концентрации. В данном растворе затравки выдерживают от 30 до 120 минут, после чего раствор вновь подвергают экструзии и сшивке гамма-излучением в той же дозе. Каждый последующий этап экструзии производят с чередованием растворов, содержащих лекарственное вещество, и растворов без лекарственного вещества. При этом используют молекулярные фильтры различного диаметра и задают необходимую толщину от 0,1 до 20 мкрн для каждого последующего слоя импланта. Таким образом формируют многослойный имплант диаметром от 0,03 до 0,3 мм. Масса полимеров и/или сополимеров гликозаминогликанов, молочной кислоты и поливинилпирролидона составляет от 10% до 90% массы импланта.
После введения заявляемого импланта в витреальную полость высвобождение лекарственного вещества происходит за счет резорбции полимерной основы импланта, а также посредством диффузии лекарственного вещества во внутриглазную жидкость стекловидного тела. Медленное растворение каждого слоя обеспечивается гидролизом поперечных сшивок и прямопропорционально зависит от их количества.
Изобретение поясняется следующими экспериментальными данными.
Оценку токсического действия импланта проводили в экспериментах in vitro, in vivo.
Согласно результатам токсикологических испытаний in vitro (на суспензионной кратковременной культуре подвижных клеток и на культуре фибробластов мыши линии NIH-3T3), образцы биодеградируемого импланта для введения лекарственных веществ в витреальную полость глаза не обладают сенсибилизирующим, местнораздражающим и токсическим действием, стерильны, соответствуют требованиям, предъявляемым к изделиям, длительно контактирующим с внутренней средой глаза.
В экспериментах in vivo производили интравитреальное введение биодеградируемого многослойного импланта размером 0,3 мм кроликам породы Шиншилла. Введение импланта выполняли под местной анестезией (0,5% раствор алкаина). Для поддержания максимального мидриаза производили инсталляцию 1% раствора тропикамида в конъюнктивальный мешок. Осуществляли прокол оболочек глазного яблока троакаром системы 27G через конъюнктиву на расстоянии 3,0 мм от лимба в верхне-наружном квадранте. Удаляли 50-100 мкл влаги стекловидного тела с помощью шприца с иглой 27 мм. Помещали имплант в 0,1 мл физиологического раствора. В установленный порт вводили канюлю 27G, присоединенную к шприцу, содержащему имплант в физиологическом растворе. Канюлю проводили вглубь стекловидного тела параллельно хрусталику. Медленно вводили 0,1 мл физиологического раствора и имплант в верхней трети полости стекловидной камеры. Удаляли троакар, герметизацию раны производили без наложения шва.
Оценку состояния внутренних структур глаза при интраокулярном введении заявляемого импланта осуществляли на 1, 7, 14 и 30 сутки. Методы исследования включали биомикроскопию, офтальмоскопию, электроретинографию, фоторегистрацию изображений с глазного дна и морфологические исследования.
При анализе ЭРГ сетчатки глаз на 1-е сутки после интравитреального введения импланта отмечалось умеренное снижение биоэлектрической активности сетчатки, что проявлялось в снижении амплитуды b-волны в белом свете до 33 мс - 97 мкВ (норма: 36 мс - 125 мкВ), что свидетельствует о ее легком повреждении вследствие операционной травмы. Через 7 дней отмечалось увеличение амплитуд b-волн до 35,5 мс - 124,3 мкВ, что соответствует норме. Через 1 месяц не выявлено значимых отклонений b-волны от нормы.
Согласно результатам гистологического исследования в глазах с интравитреальным введением заявляемого импланта структурных изменений и пролиферативных процессов со стороны тканей глаза не отмечено.
В энуклеированных глазах кроликов в течение периода наблюдения все внутриглазные структуры оставались без видимых морфологических изменений. В зоне склеротомии в области плоской части цилиарного тела наблюдали раневой канал без пролиферативных изменений в близлежащих структурах глаза. Склера, эписклера имели нормальное строение, коллагеновые волокна без изменений. Роговица, радужка и цилиарное тело сохраняли нормальную структуру, целостность без каких-либо патологических изменений. Во всех отделах сетчатка оставалась интактной: отсутствовали признаки повреждения фоторецепторов и других нейронов, толщина и стратификация слоев не были нарушены, отека и пролиферативных процессов не выявлено. Морфологических изменений со стороны диска зрительного нерва выявлено не было.
Анализ результатов клинико-морфологических исследований свидетельствует о безопасности интраокулярного введения биодеградируемого многослойного импланта.
Профиль высвобождения лекарственного вещества изучался в эксперименте in vivo после введения заявляемого импланта, в котором слои, насыщенные 700 мкг дексаметазона, чередовались со слоями, не насыщенными лекарственным веществом, в витреальную полость глаза кролика породы Шиншилла. Объем глаза кролика составляет примерно 60-70% от объема человеческого глаза.
Образцы стекловидного тела брали на 1, 3, 5, 7, 10, 14, 21, 24, 28 и 35-е сутки и проводили высокоэффективную жидкостную хроматографию для определения характеристики высвобождения дексаметазона.
Установлено, что в 1-е сутки после имплантации суммарный процент высвобождения in vivo составляет от 1% до 15%. Через день после имплантации суммарный процент высвобождения in vivo составляет менее 95%, как правило 80-90%. На 3-и сутки - 70-80%. Через три дня после имплантации суммарное процентное высвобождение in vivo уменьшается, и на 5-е сутки после имплантации суммарный процент высвобождения in vivo составляет примерно 10-15%, что соответствует периоду растворения слоя, ненасыщенного лекарственным веществом. К 7-м суткам суммарное процентное высвобождение может возрастать до 80%, как правило 70-85%. На 10-й день после имплантации - 25-55%. После 10 суток суммарный процент высвобождения in vivo - 10%-15%. На 14-е сутки суммарный процент высвобождения in vivo составляет примерно 30%-50%. На 21-е сутки после имплантации - 55%-75%, а на 24-е сутки снижается до 25-40%. На 28-е сутки после имплантации суммарный процент высвобождения in vivo достигает 80%. На 35-е сутки после имплантации - 55-80%.
Помимо вышеописанного импланта, высвобождающего все количество лекарственного вещества в течение 35 дней, варьируя основные составляющие компоненты, можно изготовить импланты для высвобождения любого лекарственного вещества, предназначенного для интравитреального введения, в требуемой концентрации в течение любого периода времени.
Таким образом, заявляемое изобретение обеспечивает достижение и поддержание требуемой концентрации лекарственного препарата в витреальной полости в течение необходимого количества времени; отсутствие риска повреждения внутриглазных структур высокой концентрацией лекарственного вещества; уменьшение интраоперационной травмы.
1. Биодеградируемый многослойный имплант для введения лекарственных веществ в витреальную полость глаза, включающий биодеградируемый полимер, в слоях которого гомогенно распределено лекарственное вещество, отличающийся тем, что слои импланта выполнены в виде конгруентных друг другу эллипсоидов вращения, состоящих из полимеров и/или сополимеров гликозаминогликанов, молочной кислоты и поливинилпирролидона, при этом слои, насыщенные лекарственным веществом, чередуются со слоями, не насыщенными лекарственным веществом, а растворимость каждого слоя импланта обеспечивается гидролизом поперечных сшивок и прямопропорционально зависит от их количества.
2. Биодеградируемый многослойный имплант по п.1, отличающийся тем, что диаметр импланта составляет от 0,03 до 0,3 мм.
