骨生长促进性化合物的控释聚合组合物 【发明领域】
本发明涉及改进的骨生长促进性化合物的控释体系和用于形成它的可流动组合物。该可流动组合物由热塑性聚合物、骨生长促进性化合物和有机溶剂组成。该可流动组合物能够形成生物可降解的和/或生物可侵蚀的、多微孔的固体聚合物基质。该基质可用作一种植入患者(人和动物)体内某些组织向其释放骨生长促进性化合物的植入物。
【发明背景】
生物可降解的聚合物可用于很多医学应用，尤其是药物释放器件。很多所使用的生物可降解的聚合物是热塑性类型的。由热塑性树脂制成的聚合物通常在高温下液化或软化，在冷却后重新固化。这种类型的聚合物一般在插入体内之前一般形成使用所需的结构，例如作为缝合线、手术夹、钩环、植入物等。植入体内后，这些聚合物保持它们的形状。
用于释放药物的器件，一般在体外将药物结合到聚合组合物中，并形成所需的形状。然后将这种固体植入物通常通过切口插入人、动物、鸟等体内。或者，可以将由这些聚合物组成的小的离散粒子通过注射器注入到体内。但优选的是，可以将某些聚合物作为可流动地聚合物组合物经注射器注射。
用作生物可降解的控释药物释放体系的可流动聚合组合物在专利文献中作了描述，例如美国专利No.4,938,763；5,077,049；5,324,519；5,632,727；5,599,552；5,702,716；5,487,897；5,660,849；5,278,201；5,198,220；5,447,725；5,242,910；5,733,950；5,739,176；5,945,115；5,744,153；5,759,563；5,660,849和6,143,314。
通常经由注射器，以可流动的物理状态将这些组合物施用到肌体。组合物一到体内就转化为固体。有一类聚合物组合物是由溶解或分散在有机溶剂中的无反应性热塑性聚合物或共聚物组成。将这种聚合溶液放置在体内，在那里聚合物随着溶剂逸散或扩散至周围肌体组织而发生胶凝化或沉淀性固化。而且，该专利文献还描述了改进的聚合组合物，它就地形成固体基质，从而形成植入物，用于药物在所需时间内持续释放。
利用这种技术的商业上可得到的产品实例有ATRIDOXTM产品，它是一种龈下控释产品，由两种注射混合体系组成。注射器A含有450mgATRIGEL释放体系，它是一种生物可吸收的可流动聚合制剂，由溶解在63.3％N-甲基-2-吡咯烷酮(NMP)中的36.7％聚(DL-丙交酯)(PLA)组成。注射器B含有抗菌盐酸强力霉素，相当于42.5mg强力霉素。
K.P.Andriano et al.，J.Biomed.Mater.Res.(Appl.Biomater.)，53：36-43(2000)公开了关于从可吸收的油灰样聚合物基质中释放的骨形态形成性蛋白质的成骨潜力的初步体内研究。R.L.Dunn et al.，Portland BoneSymposium 1999，Oregon Health Sciences University，522至528页研究了从可吸收的油灰样基质中释放的骨形态形成性蛋白质的骨诱导性。
对于持续释放的植入物(包括但不限于可流动组合物)中某些骨生长促进性化合物(尤其是某些小分子)释放速率的最佳控制问题的探索是从来没有终止过。为此，人们需要有一种能够较容易地控制其中某些骨生长促进性化合物的释放速率的可流动组合物，尤其需要该组合物能持续释放化合物较长时间。
发明概述
本发明的目的是提供改进的聚合组合物，其中骨生长促进性化合物的释放速率与聚合物的降解速率之间达到平衡。本发明的另一目的是提供就地形成植入物的改进的聚合物组合物，它在所需部位足够快地降解而不会阻碍骨的生长。
本发明提供下列各项：
适合于在患者内就地形成植入物的药物组合物，包含：
(a)一种药学上可接受的、生物可降解的热塑性聚合物或共聚物，它不溶于水或体液；
(b)一种生物可相容的有机溶剂，它增溶该热塑性聚合物、可就地分散在体液中、易溶于水、并能够从聚合物体系中逸散至周围组织液使该热塑性聚合物在那里形成植入物；和
(c)一种治疗有效量的化合物或其药学上可接受的盐，选自下面这组：
(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸；
7-[(4-丁基-苄基)-甲磺酰基-氨基]-庚酸；和
7-{[2-(3，5-二氯-苯氧基)-乙基]-甲磺酰基-氨基}-庚酸组成的组。
更确切地，本发明提供上述组合物，其中该组合物在局部给药部位或者附近形成控释植入物。而且，本发明提供上述组合物，其中该组合物在骨折、骨损伤或骨缺损部位或者附近形成控释植入物。
更确切地，本发明提供上述组合物，其中该化合物是(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐。而且，本发明提供上述组合物，其中该化合物是(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸。
更确切地，本发明提供上述组合物，其中该化合物的量为该组合物的约5至约50mgA/ml之间。进而更确切地，本发明提供上述组合物，其中该化合物的量为该组合物的约5、10或50mgA/ml。
更确切地，本发明提供上述组合物，其中该聚合物选自由聚丙交酯、聚乙交酯及其共聚物组成的组。更确切地，本发明提供上述组合物，其中该共聚物具有约0.20dl/g至约0.40dl/g的特性粘度。进而更确切地，其中该共聚物具有约0.20dl/g的特性粘度。
更确切地，本发明提供上述组合物，其中该共聚物是聚-乳酸-共-乙醇酸(PLGH)。进而更确切地，本发明提供上述组合物，其中乳酸与乙醇酸之比为约1比约1。
更确切地，本发明提供上述组合物，其中该共聚物是聚乙二醇(PEG)封端的聚-乳酸-共-乙醇酸(PLGH)。进而更确切地，本发明提供上述组合物，其中PEG与PLGH的重量％在约3至约5％之间。
更确切地，本发明提供上述组合物，其中该溶剂是N-甲基-2-吡咯烷酮(NMP)。进而更确切地，本发明提供上述组合物，其中该共聚物是聚-乳酸-共-乙醇酸(PLGH)并且其中该溶剂是N-甲基-2-吡咯烷酮(NMP)。本发明提供这样的组合物，其中在溶液中PLGH与NMP的重量百分比在约30％至约60％的PLGH比约70％至约40％的NMP之间。进而更确切地，本发明提供上述组合物，其中在溶液中PLGH与NMP的重量百分比选自如下：约37％PLGH比约63％NMP；约45％PLGH比约55％NMP；约50％PLGH比约50％NMP；约55％PLGH比约45％NMP。最确切地，本发明提供上述组合物，其中在溶液中PLGH与NMP的重量百分比为约50％PLGH比约50％NMP。
另外，本发明提供适合于在患者体内就地形成生物可降解的植入物的药物试剂盒，它包含：
A)一种器件，含有化合物或其药学上可接受的盐，选自下面这组：
(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸；
7-[(4-丁基-苄基)-甲磺酰基-氨基]-庚酸；和
7-{[2-(3，5-二氯-苯氧基)-乙基]-甲磺酰基-氨基}-庚酸；和
B)一种器件，含有一种生物可降解的、生物可相容的、不溶于水或体液的药学上可接受的热塑性聚合物和一种可就地分散在体液中且易溶于水的药学上可接受的溶剂的一种可流动组合物，其中该聚合物和该溶剂在该可流动组合物中的浓度和配比对于该可流动组合物接触体液时就地形成植入物是有效的；
C)其中这两种器件均具有一个该化合物或该可流动组合物的出口、一个通过该出口排出该化合物或该可流动组合物的排出器和一个与该出口匹配的中空管；其中在将两个器件的内容物混合在一起之后立即释放含有该混合物的器件的内容物至患者体内。
更确切地，本发明提供上述药物试剂盒，其中聚合物与溶剂的浓度和配方可有效地在患者体内形成空间填充性植入物。
更确切地，本发明提供上述药物试剂盒，其中该聚合物选自由聚丙交酯及其与乙交酯的共聚物组成的组。进而更优选地，本发明提供上述药物试剂盒，其中该共聚物是聚-乳酸-共-乙醇酸(PLGH)。进而更优选地，本发明提供上述药物试剂盒，其中乳酸与乙醇酸之比为约1比约1。
更确切地，本发明提供上述药物试剂盒，其中该溶剂是N-甲基-2-吡咯烷酮(NMP)。更确切地，本发明提供上述药物试剂盒，其中该化合物是冻干的形式。
而且，本发明提供在活体内就地形成植入物的方法，包含下列步骤：
(a)将无反应性、水不溶的生物可降解的聚合物溶于生物可相容的水易溶性有机溶剂，它可就地分散在体液中形成可流动组合物；
(b)向该可流动组合物加入有效量的化合物，产生一种药物组合物；
(c)将该药物组合物放置在体内；和
(d)使该溶剂逸散，产生固体或凝胶植入物，随着该植入物的生物降解通过扩散、侵蚀或扩散与侵蚀的组合方式释放该化合物；
其中该化合物或其药学上可接受的盐选自下面这组：
(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸；
7-[(4-丁基-苄基)-甲磺酰基-氨基]-庚酸；和
7-{[2-(3，5-二氯-苯氧基)-乙基]-甲磺酰基-氨基}-庚酸组成的组；
其中该聚合物选自由聚丙交酯及其与乙交酯的共聚物组成的组；
其中该溶剂是N-甲基-2-吡咯烷酮(NMP)。
更确切地，本发明提供上述方法，其中该共聚物是聚-乳酸-共-乙醇酸(PLGH)。更确切地，本发明提供上述方法，该方法进一步包含通过注射器就地释放所述液体。更确切地，本发明提供上述方法，其中该植入物是在体内骨折、骨缺损或骨损伤部位或者附近形成的。而且，本发明提供按照上述方法产生的体用生物可降解的药物释放植入物。
另外，本发明提供用于在哺乳动物中达到治疗效果的试剂盒，该哺乳动物被规定同时施用下列成分(1)和(2)，每种成分构成所述试剂盒的一部分，该试剂盒包括结合：
(1)一种治疗有效量的活性成分，所述活性成分是(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸；7-[(4-丁基-苄基)-甲磺酰基-氨基]-庚酸；或7-{[2-(3，5-二氯-苯氧基)-乙基]-甲磺酰基-氨基}-庚酸；或者其药学上可接受的盐，和药学上可接受的载体或稀释剂，此为第一单元剂型；
(2)一种生物可降解的、生物可相容的、不溶于水或体液的药学上可接受的热塑性聚合物和一种药学上可接受的、易溶于水的可就地分散在体液中的溶剂的一种可流动组合物，其中该聚合物和该溶剂在该可流动组合物中的浓度和配比对于该可流动组合物接触体液时就地形成植入物是有效的，此为第二单元剂型；和
(3)施用成分(1)和(2)达到所需治疗效果的方法的指导。
更确切地，本发明提供上述试剂盒，其中该活性成分是(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐。更确切地，本发明提供上述试剂盒，其中该活性成分是(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的游离酸。
更确切地，本发明提供上述试剂盒，其中该聚合物选自由聚丙交酯、聚乙交酯及其共聚物组成的组。进而更确切地，本发明提供上述试剂盒，其中该聚合物选自由聚丙交酯及其与乙交酯的共聚物组成的组。进而更确切地，本发明提供上述试剂盒，其中该共聚物是聚-乳酸-共-乙醇酸(PLGH)。进而更确切地，本发明提供上述试剂盒，其中乳酸与乙醇酸之比为约1比约1。
更确切地，本发明提供上述试剂盒，其中该溶剂是N-甲基-2-吡咯烷酮(NMP)。而且，本发明提供上述试剂盒，其中该化合物是冻干的形式。
本发明涉及一种用于特异性骨生长促进性化合物的聚合物体系、一种使用这类聚合物体系进行治疗性处置的方法、和该聚合物体系的一种前体，一种可流动组合物。
本发明提供可流动组合物，它通过形成生物可降解的固体或凝胶植入物而在局部注射部位(例如骨折部位、骨缺损部位、骨损伤部位)提供持续释放。更确切地，本发明提供组合物和方法，用于在缓释生物可降解的以聚合物为基础的释放体系中释放骨生长促进性化合物，它优选的是可注射的。
该聚合物体系是生物可相容的、生物可降解的热塑性聚合物和骨生长促进性化合物的多微孔的固体或凝胶基质。
本发明的体系提供从基质中释放骨生长促进性化合物的速率与程度的最佳控制。该可流动组合物含有有机溶剂、生物可相容的、生物可降解的热塑性聚合物和骨生长促进性化合物。
该聚合物体系是通过对两种胶凝介质的每一种均施用可流动组合物而形成：a)肌体内部的体液，和b)肌体外部的含水介质。施用后，可流动组合物胶凝或凝固而形成聚合物体系。可流动组合物向肌体直接给药就地形成聚合物体系。外部加可流动组合物至含水介质，在体外形成聚合物体系。在体外形成的固体可植入聚合物体系然后能够经手术放置在体内。在所有实施方式和应用中，聚合物体系基本上不溶于水、水溶液和体液。
在形成聚合物体系的方法中有一部分是决定着产生释放速率和改进释放的控制。可流动组合物与体液在体内的就地相互作用使组合物凝固或胶凝成为聚合物体系，这至少在部分程度上控制所需的释放方式使其成为下述参数和组分变化的函数。这些组分不通过可流动组合物的简单联合，将不会产生本发明的控制释放方式。当可流动组合物与体液就地接触时，有机溶剂扩散至周围介质(体液)，聚合物凝固或胶凝成固体或凝胶基质(聚合物体系)。因为体液含有亲脂性组分并且围绕可流动组合物动态流动，所以当有机溶剂具有从易溶至不溶的水溶性时，发生凝固或胶凝。
在将本发明的组合物放置在体内时，它被保留在骨折、缺损或损伤的部位局部。所得聚合物体系可以采取的形状是该组合物可在骨折、缺损或损伤处放入的形状。
根据本发明的参数和条件，聚合物体系能够控制骨生长促进性化合物的体内持续释放。确切而言，从本发明聚合物体系中释放骨生长促进性化合物的速率和程度被控制在狭窄的速度与量范围内。这种控制是借助下列变化而实现的：(a)聚合物类型和分子量，(b)聚合物的浓度，(c)骨生长促进性化合物的浓度，和(d)骨生长促进性化合物的形式。优选地，本发明骨生长促进性化合物从聚合物体系中释放的速率和程度可以通过改变以下两种条件来控制：(1)聚合物的类型和分子量，和/或(2)聚合物的浓度。
更优选地，该控制是通过改变聚合物的分子量而实现的。在优选的实施方式中，释放的速率随着聚合物分子量降低而增加。
本发明的方法是以骨生长促进性化合物从聚合物体系中就地控制释放的治疗效果为基础的。可流动组合物的植入发生在需要治疗性处置的患者体内骨折、骨缺损或骨损伤的部位或附近。例如，它可以被植入在骨折处，使它适应和符合骨折的形状。优选地，它被植入在骨折、缺损或损伤部位或附近的软组织中，例如肌肉或脂肪。该组合物向植入部位给药可以借助任意适合于施用可流动组合物的方法，例如借助注射器、针头、套管或导管。可以借助已知的手术技术插入充当植入物的聚合物体系。
发明详述
本发明涉及一种用于控释骨生长促进性化合物的聚合物体系、产生这类体系的可流动组合物、和在治疗性处置中使用这样一种体系的方法。本发明聚合物体系的优点在于能够控制所释放的骨生长促进性化合物的量和体内释放的速率。
本发明提供一种可注射的可流动组合物，它通过形成生物可降解的固体或凝胶药库、基质或植入物，在局部注射部位(例如骨折部位、骨缺损部位、骨损伤部位)产生持续释放。
更确切地，本发明提供一种组合物和方法，用于缓释生物可降解聚合物基的释放体系中释放骨生长促进性化合物。
该聚合物基的释放体系含有骨生长促进性化合物，它溶解或分散在生物可降解的热塑性聚合物在有机溶剂中的溶液或分散体中。可流动组合物一经注射，有机溶剂从注射部位扩散开来，导致聚合物沉淀或胶凝；由此将化合物包埋在缓释药库中。随后通过从聚合基质中扩散以及该基质的侵蚀而释放化合物。聚合基质被水解作用缓慢侵蚀，最终从给药部位消失。聚合物的分子量和浓度能够控制化合物的体内释放以及基质的降解速率。
本发明的聚合物基释放体系提供骨生长促进性化合物的体内持续释放，持续一段时间，以减少突然释放或使突然释放达到最小，这样能有效促进有此需要的患者的骨生长。化合物突然大量释放将导致由于化合物的局部作用(例如刺激作用)而引起的局部耐受性差，并且将减少发挥功效的化合物量。本发明组合物的优点是，一经单次局部注射，它们一开始就减少或降低突然释放，但是仍然保持在有效水平上释放化合物持续一段时间。
该聚合物体系是这样制备的，使可流动组合物与胶凝基质接触，使组合物凝固或胶凝成为固体、多微孔的聚合基质或凝胶聚合基质。可流动组合物含有热塑性聚合物或共聚物与适合溶剂的组合。构成基质实体的聚合物或共聚物实质上不溶于水和体液，优选基本上完全不溶于水和体液。基质实体的不溶性使其能够充当骨生长促进性化合物的单一控释部位。在动物、例如哺乳动物体内，该聚合物或共聚物也是生物可相容的和生物可降解的和/或生物可侵蚀的。生物降解性使患者能够代谢聚合物基质，以便它能够被患者排泄而无需进一步手术除去之。因为可流动组合物和聚合物体系是生物可相容的，插入过程和聚合物体系在体内的存在不会导致植入部位的实质性组织刺激作用或坏死。本发明组合物是作为可流动组合物直接给药至肌体组织的，例如骨缺损或骨折部位或附近的软组织，其中聚合物体系的植入物是就地形成的。
术语“患者”表示动物例如人，宠物例如狗、猫和马，和牲畜例如牛、猪和羊。特别优选的患者是哺乳动物，包括雄性和雌性，人是进而更优选的。
本发明的骨生长促进性化合物如下：
(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸，包括它的游离酸和药学上可接受的盐，例如钠盐。这种化合物及其药学上可接受的盐可以按照已公布的国际专利申请WO 99/19300所述合成方法加以制备，引用在此作为参考文献。
7-[(4-丁基-苄基)-甲磺酰基-氨基]-庚酸及其药学上可接受的盐。这种化合物及其药学上可接受的盐可以按照已公布的国际专利申请WO98/28264所述合成方法加以制备，引用在此作为参考文献。
7-{[2-(3，5-二氯-苯氧基)-乙基]-甲磺酰基-氨基}-庚酸及其药学上可接受的盐。这种化合物及其药学上可接受的盐可以按照已公布的国际专利申请WO 98/28264所述合成方法加以制备，引用在此作为参考文献。
上述三种化合物能够促进骨细胞与组织的生长与生存，或者增加功能性骨细胞与组织和骨髓等的活性。
适合于结合到控释聚合物体系的固体基质中的热塑性聚合物是固体、药学上可相容的和可由细胞作用和/或体液作用而生物降解的。适当的热塑性聚合物的实例包括二醇与二元羧酸的聚酯或羟基羧酸的聚酯，例如聚丙交酯、聚乙交酯及它们的共聚物。更优选的聚合物是共聚物，聚-乳酸-共-乙醇酸(缩写为PLGH)，它一经水解，产生乳酸和乙醇酸。加入聚乙二醇(PEG)可以进一步减少这种共聚物的爆发性释放，生成PEG封端的PLGH。
优选用在本发明中的材料是聚丙交酯、聚乙交酯及其共聚物。这些聚合物能够用于改进聚合物体系，部分原因是它们显示优异的生物可相容性。它们的组织刺激作用、炎症、坏死或毒性，即使有的话，也很少产生。在水的存在下，这些聚合物分别产生乳酸和乙醇酸，它们容易被肌体代谢。聚丙交酯还能结合乙交酯单体，以增强所得聚合物的降解。这些聚合物还能够用于改进本发明的聚合物体系，因为它们有效控制骨生长促进性化合物从聚合物体系中释放的速率，并且因为它们导致骨生长促进性化合物局部驻留在骨折、缺损或损伤的部位。这些聚合物是优选的，还因为它们足够快地从骨折、缺损或损伤部位降解，不会阻碍骨折、缺损或损伤部位的骨生长。
热塑性聚合物在组合物有机溶剂中的溶解性或混溶性将因多种因素而异，例如聚合物的结晶性、亲水性、形成氢键的能力和分子量。所以，调节聚合物的分子量和在溶剂中的浓度，能达到结合骨生长促进性化合物所需的混溶性以及所需的释放速率。
按照本发明的实践，热塑性聚合物、溶剂和骨生长促进性化合物的可流动组合物是一种稳定的可流动的物质。在本发明中，优选地得到骨生长促进性化合物在有机溶剂中的均匀溶液。热塑性聚合物基本上可溶于有机溶剂。将可流动组合物一经放置在体内，溶剂将逸散，聚合物将固化或胶凝化，形成在固体或凝胶聚合基质内具有骨生长促进性化合物的聚合物体系。
尽管不希望将本发明限于具体作用机理，但已经发现，用在本发明中的聚合物的分子量明显影响骨生长促进性化合物的释放速率和聚合物从骨折、缺损或损伤部位降解的速率，只要使用可流动组合物作为中间体。
就某些优选用在本发明中的聚合物而言，调节聚合物或共聚物的分子量在约0.2至约0.4特性粘度(I.V.，以分升/g表示)范围内，以有效持续释放骨生长促进性化合物。所结合的骨生长促进性化合物的典型释放速率发生在约0.2(约8,000至约16,000分子量)或约0.3(约23,000至约45,000分子量)的I.V.下，但是可以因组合物的特定组分而异。就大多数体系而言，优选的是调节聚合物的分子量至约0.2I.V.，以有效持续释放骨生长促进性化合物。分子量的量度单位是道尔顿。
就聚(DL-丙交酯)或丙交酯-共-乙交酯聚合物体系而言，所需的分子量范围为约0.2至约0.4I.V.，约0.2的I.V.是最优选的。可以借助任意多种方法改变聚合物的分子量。方法的选择通常取决于聚合物组合物的类型。用在本发明中的优选聚合物是商业上可得到的。
用在本发明中非常优选的热塑性聚合物如下：PLGH共聚物，其中乳酸与乙醇酸之比为1∶1，特性粘度为约0.2dl/g(在商业上可从Boehringer Ingelheim得到，为Copolymer RESOMERRG 502H)(约12,000分子量)；PLGH共聚物，其中乳酸与乙醇酸之比为1∶1，特性粘度为约0.3dl/g(在商业上可从Boehringer Ingelheim得到，为Copolymer RESOMERRG 503H)(约37,000分子量)；PLGH共聚物，其中乳酸与乙醇酸之比为1∶1，特性粘度为约0.4dl/g(在商业上可从Boehringer Ingelheim得到，为Copolymer RESOMERRG 504H)(约47,000分子量)；和聚乙二醇(PEG)封端的PLGH共聚物，其中乳酸与乙醇酸之比为1∶1，特性粘度为约0.79dl/g(在商业上可从Boehringer Ingelheim得到，为PLG-PEG)(约52,000分子量)。
通过适当地选择聚合物的分子量和粘度，从聚合物体系中释放本发明骨生长促进性化合物的速率和程度可以从非常快到非常慢。例如，按照本发明，可以延缓骨生长促进性化合物(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸钠盐的释放速率，以产生在约七天内基本上完全的化合物释放。利用更大粘度的根据本发明的聚合物，可以延长时间至约十四天。骨生长促进性化合物的所需释放速率将依赖于若干因素，例如所要处置的动物物种以及所要处置的具体病症。
还可以改变聚合物在体系中的浓度，以调节所结合的骨生长促进性化合物的释放速率。已经发现，聚合物浓度越稀，骨生长促进性化合物的释放将越容易。这种效应可以与其他方法联合使用，以更加有效地控制所结合的骨生长促进性化合物因需释放。例如，如果需要的话，通过调节聚合物和骨生长促进性化合物的浓度，可以获得宽泛的释放速率。
用在本发明热塑性组合物中的溶剂优选地是药学上可接受的、生物可相容的并且就地逸散至体液中，以便它们在水中的溶解性可以从易溶至不溶。优选的是，它们在注射与植入部位引起的组织刺激作用或坏死，即使有的话，也相当少。优选地，溶剂可以具有至少最低程度的水溶性。如果有机溶剂是水不溶性的或者是微溶于水的，溶剂将从可流动聚合组合物中缓慢分散。结果将是这种植入物在其寿命期间，可以含有变化量的残余溶剂。尤其优选地，有机溶剂具有中等至高度的水溶性，以便它容易从聚合组合物中分散至体液中。最优选地，溶剂从聚合组合物中迅速分散，以便快速形成固体植入物。伴随溶剂的分散，热塑性聚合物凝固或胶凝成为固体聚合物体系。优选地，随着热塑性聚合物凝固，溶剂的分散导致在聚合物体系内形成孔。其结果是，含有热塑性聚合物、溶剂和骨生长促进性化合物的可流动组合物将形成多孔的固体聚合物体系。而且，当溶剂是微水溶性的或者是水不溶性的，溶剂的分散可以导致形成固体多孔植入物，或者如果植入物保留有一些溶剂，结果可以是形成凝胶植入物，很少有孔或者没有孔。
适合的溶剂包括满足上述标准的那些液体有机化合物。用在本发明中优选的溶剂是N-甲基-2-吡咯烷酮(NMP)，原因至少在部分程度上是它的溶剂化能力和它的生物可相容性。
根据聚合物和溶剂的相容性和适当的溶解性，选择用于本发明热塑性聚合物可流动组合物的溶剂。更低分子量的热塑性聚合物通常将比高分子量聚合物更容易溶于溶剂。其结果是，溶解在不同溶剂中的热塑性聚合物的浓度因聚合物的类型和它的分子量而异。相反，更高分子量的热塑性聚合物往往比极低分子量热塑性聚合物更快地凝固、胶凝或固化。而且，更高分子量的聚合物往往比低分子量材料产生更高的溶液粘度。因而，除了有利于释放速率以外，也为了有利于注射效率，应对聚合物的分子量和在溶剂中的浓度加以控制。
一经从可流动组合物形成聚合物体系，骨生长促进性化合物就结合到聚合物基质中。插入可流动组合物就地形成聚合物体系之后，骨生长促进性化合物将通过扩散和聚合物降解机理从基质中释放至邻近的组织或体液。这些机理的运用还能够影响骨生长促进性化合物以控制的速率释放至周围环境。例如，聚合物可以被配制成在从基质中释放有效量和/或基本量的骨生长促进性化合物之后降解。因而，骨生长促进性化合物从基质中的释放可以因骨生长促进性化合物在水中的溶解性、骨生长促进性化合物在基质内的分布或者聚合物基质的大小、形状、多孔性、溶解性与生物可降解性等因素而异。通过改变聚合物分子量，相对于其固有速率控制骨生长促进性化合物从基质中的释放，以提供所需的释放持续时间和速率。
聚合物体系被配制成含有有效提供所需生物、生理和/或治疗效果的量的骨生长促进性化合物。更确切地，本发明的聚合物体系被配制成含有有效促进骨细胞与组织生长与生存、和/或增加功能性骨细胞与组织和骨髓活性等的量的骨生长促进性化合物。
结合在本发明聚合组合物中的骨生长促进性化合物的“治疗有效量”依赖于多种因素，例如所需的释放、所需生物效果所要求的骨生长促进性化合物的浓度、和为所需处置需要释放骨生长促进性化合物的历经时间。最终，该剂量分别取决于人或动物患者的医师或兽医，他将应用他的经验和智慧采用适当的骨生长促进性化合物的种类和剂量，为患者提供治疗。关于结合在聚合物溶液中的骨生长促进性化合物的量，一般没有关键的上限。唯一的限制是有利于施用的物理限制，也就是说，骨生长促进性化合物不应当以这样一种高浓度存在，以致溶液或分散体的粘度太高而无法注射。结合在聚合物体系中的骨生长促进性化合物的下限通常仅依赖于骨生长促进性化合物的活性和治疗所需的时间。
优选地，用于本发明骨生长促进性化合物的骨生长处置的治疗有效量在约0.001至约100mg/kg/天之间，尤其优选的量为约0.01至约10mg/kg/天。
本发明可流动组合物的给药最终将按照患者的主管专业健康护理人员、例如医师或——如果适当的话——DVM的智慧和方案得以实现。特定组合物的选择将依赖于所要处置的病症，该选择将由主管专业健康护理人员进行。例如，关于坚硬的组织，例如骨，含有骨生长促进性化合物的生物可降解的聚合物支持新骨细胞的生长。这些新骨细胞最终代替降解中的聚合物。
例如，骨生长促进性化合物(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的优选剂型是钠盐的冻干物，在给药前用PLGH的NMP溶液重组。由一支注射器(注射器A)中的冻干化合物和第二支注射器(注射器B)中的PLGH的NMP溶液组成的剂型被称为A/B重组体系。在骨折部位或附近给药之前将两支注射器的内容物紧密混合在一起。重组后，将内容物转移至有刻度的给药注射器。给药的剂型是溶液并使化合物以所需强度分散在PLGH的NMP溶液中，例如该强度为5和50mgA/ml(mgA/ml是指等价于化合物钠盐形式的游离酸)。该剂型是用于局部给药的肠胃外(例如皮下、肌内或髓内)持续释放的注射剂。这种缓释聚合物基质中的化合物(药库注射剂)被设计成在骨折部位或骨缺损或损伤处或附近给药，不打算用于静脉内给药。为了提供适当剂型的货架寿命稳定性，可以使用如上所述的双注射器体系(A/B)，并优选的是化合物的钠盐形式。单相制剂是优选的替代制剂，优选使用化合物的游离酸形式。根据化合物和聚合物的稳定性，该化合物的无菌过滤和聚合物溶液的照射可以是制造稳定无菌产品所优选的。在一种实施方式中，该剂型可以被制成单独的铝袋并运输，其中在一个袋子内含有填充有化合物冻干物形式的注射器，另一个袋子内含有聚合物溶液。在此引用作为参考文献的在2001年10月4日公布的国际专利申请WO 01/73363描述了用于制备药物组合物和试剂盒的本发明骨生长促进性化合物的释放容器、体系和冻干方法。
实施例
下列实施例代表性地阐述本发明。这些实施例不被解释为对发明范围的限制，鉴于说明书和权利要求书的公开，其他等价的实施方式也将是显而易见的。
实施例A
为了得到强度为5和50mgA/ml的剂型，分别使用下列冻干物和聚合物注射器的组合A)和B)：
A)5mgA/ml(重组后)的(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸钠盐制剂：
药物注射器A，在没有刻度的1.25ml外注射器中含有4mgA钠盐冻干物；和
载体注射器B，在没有刻度的1.25ml内注射器中含有0.8ml 50％RG502H/50％NMP溶液。
B)50mgA/ml(重组后)(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸钠盐制剂：
药物注射器A，在没有刻度的1.25ml外(粗)B-D注射器中含有40mgA钠盐冻干物；和
载体注射器B，在没有刻度的1.25ml内(细)注射器中含有0.8ml 50％RG502H/50％NMP溶液。
mgA表示等价于化合物钠盐形式的游离酸；
用在这些实施例中的百分比基于所示成分的重量；
RG502H是一种PLGH共聚物，其中乳酸与乙醇酸之比为1∶1，特性粘度为0.2dl/gm，它是商业上可得到的，例如Boehringer Ingelheim的Copolymer RESOMERRG 502H。
实施例1
50％RG502H/50％NMP与5mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，混合型A/B(聚合物溶液压热灭菌，化合物冷冻干燥)。
实施例2
50％RG502H/50％NMP与10mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，混合型A/B(聚合物溶液照射灭菌，化合物冷冻干燥)。
实施例3
50％RG502H/50％NMP与50mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，混合型A/B(聚合物溶液照射灭菌，化合物冷冻干燥)。
实施例4
47％RG502H/3％PLG-PEG/50％NMP与50mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，单相
实施例5
47％RG503H/3％PLG-PEG/50％NMP与50mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，单相
实施例6
45％RG504H/55％NMP与50mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，单相
实施例7
37％RG503H/63％NMP与50mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，混合型A/B(聚合物溶液压热灭菌，化合物冷冻干燥)。
实施例8
37％RG503H/63％NMP与50mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，混合型A/B(聚合物溶液照射灭菌，化合物冷冻干燥)。
实施例9
50％RG502H/50％NMP与5mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸，单相
评价供试化合物的控释制剂
I.大鼠股骨横向骨折模型
使用3至4月龄的雄性Sprague-Dawley大鼠。将动物用氯胺酮和赛拉嗪麻醉，剂量分别为100和10mg/kg。剪去每只大鼠右后肢的毛发，清洁之。在髌骨外侧切开1cm，暴露股骨髁。向髓内管道引入Kirschner线(直径0.045”)穿过髁间部分，起到内部稳定的作用。用Vicryl闭合肌肉切口，用不锈钢伤口夹闭合皮肤切口。借助受下落重量驱动的三点弯曲器件使插钉股骨骨干中部骨折。从麻醉中苏醒后，允许大鼠承受全部体重和无限制的活动。在手术后不同天数给以供试物，经皮注射至骨折部位。在处置后不同天数处死动物，收集股骨用于分析。利用放射照相法、组织形态测定法和生物力学试验评价骨折的愈合(例如参见F.Bonnarens and T.A.Einhorn，″Production of a standard closed fracture in laboratory animalbone”，Journal of Orthopaedic Research 2：97-101(1984))。
II.大鼠股骨骨折模型中的研究方案和结果
使3至4月龄雄性Sprague-Dawley大鼠右股骨骨折。向对照组大鼠注射各载体。处置组大鼠接受单一剂量本发明的供试化合物控释制剂，在手术后立即经皮注射至骨折部位。药物浓度为50mg/ml，注射体积为300μl，总剂量为15mg/大鼠。在第21天处死动物，收集股骨用于放射照相评估。根据放射照相法的评估，用供试化合物处置的股骨具有比用载体处置的那些更大和更密的骨痂。数据表明，供试化合物刺激骨痂形成，可以有效增强骨折愈合。
下面是一些聚合物制剂的实例，它们在大鼠股骨骨折模型中显示阳性结果：
50％RG502H/50％NMP与50mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，混合型A/B(聚合物溶液照射灭菌，化合物冷冻干燥)；
47％RG502H/3％PLG-PEG/50％NMP与50mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，单相；
47％RG503H/3％PLG-PEG/50％NMP与50mgA/ml(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐，单相。
MgA表示等价于化合物钠盐形式的游离酸；
RG502H是一种PLGH共聚物，其中乳酸与乙醇酸之比为1∶1，特性粘度为0.2dl/gm，它是商业上可得到的，例如Boehringer Ingelheim的Copolymer RESOMERRG 502H；
RG503H是一种PLGH共聚物，其中乳酸与乙醇酸之比为1∶1，特性粘度为0.3dl/gm，它是商业上可得到的，例如Boehringer Ingelheim的Copolymer RESOMERRG 503H。
III.大鼠骨膜注射模型
使用3周龄雄性Sprague-Dawley大鼠。在位于烟罩中的传导箱内，将大鼠用异氟烷吸入(2-3分钟)麻醉。剪去每只大鼠右后肢的毛发，清洁之。使用25G针头进行局部注射，针头连接有预先充满供试溶液的Hamilton注射器。将溶液注射至股骨前侧骨干中区骨膜下，体积为5至10μl，历时不同天数。在第15天，将大鼠处死，收集股骨进行分析(例如参见M.E.Joyce，A.B.Roberts，M.B.Sporn and M.Bolander，“Transforming growth factor-βand the intiation of chondrogenesis and osteogenesis in the rat femur”，The Journal of Cell Biology 110：2195-2207(1990))。
IV.大鼠骨膜注射模型中的研究方案和结果
在第1天，雄性Sprague-Dawley大鼠右股骨接受载体或供试化合物的聚合物制剂的单一注射。供试化合物是(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐。在第15天，将全部大鼠处死，收集右股骨进行分析。利用放射照相法和双能X-射线吸光分析法(DEXA)评估骨膜的骨诱导作用。放射照片显示有新骨生成，位于用供试化合物处置的右股骨前面。根据DEXA的评估，股骨注射区(小转子与股骨干中部之间的区域)的骨矿质含量(BMC)在用供试化合物处置的大鼠中显著增加了，与用载体处置的那些相比(参见下表A中所列举的这些制剂的一些实例)。
表A 制剂 药物负载 (mgA/ml) X-射线功效 (阳性/总数) BMC(比载 体增加％)47％50∶50 PLGH(RG502H级)+3％ PLG-PEG(IV＝0.79dl/g)/50％ NMP 0 0/1037％ PLGH(RG503H级)/63％ NMP 0 0/1047％ 50∶50 PLGH(RG502H级)+3％ PLG-PEG(IV＝0.79dl/g)/50％ NMP 50 9/10 +2147％ 50∶50 PLGH(RG503H级)+3％ PLG-PEG(IV＝0.79dl/g)/50％ NMP 50 9/10 +2345％ 50∶50 PLGH(RG504H级)/55％ NMP 50 10/10 +1945％ 50∶50 PLGH(RG502H级)/5％ PLG-PEG/50％ NMP 50 8/9 +2650％ 50∶50 PLGH(RG502H级)/50％ NMP 50 5/9 +1937％ 50∶50 PLGH(RG503H级)/63％ NMP 50 7/9 +1545％ 50∶50 PLGH(RG502H级)/5％ PLG-PEG/50％ NMP 5 9/10 +1847％ PLGH(RG503H级)+3％ PLG-PEG/50％ NMP 5 6/8 +18
供试化合物的缓释基质制剂在狗中的功效
节段缺损模型
利用尺骨节段缺损模型测试单一剂量供试化合物(它是(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐)的PLGH制剂(50％50∶50 PLGH(RG502H级)/50％ NMP)的功效。如下修改方案：动物处于全身麻醉下，以无菌方式准备前肢并披盖之。在外侧切开大约10cm长，使尺骨暴露在骨膜外。切开骨膜，移至切口的近侧和远侧部分。然后利用摆动锯在尺骨中部造成1.5cm节段缺损。保持半径和其余骨间膜完整。将缺损部位用盐水冲洗，除去骨屑。然后向该部位填充供试化合物的缓释基质制剂，如上所述。将狗分成下列几组。
表1 组 处置 A1ml载体 B50mg供试化合物(1ml 50mg/ml制剂) C10mg供试化合物(1ml 10mg/ml制剂) D10mg供试化合物(0.2ml 50mg/ml制剂)
在手术后立即获得前肢的放射照片，之后每两周一次，直至研究结束。放射照片分为0至6个级别(表2)。
表2：放射照片分级 0级术后不久外观没有改变 1级缺损处有痕量放射密集性材料 2级絮状放射密度，有钙化斑点，没有桥接缺损 3级至少一点桥接缺损，材料的放射密度不均匀 4级中部和外侧桥接缺损，材料的放射密度不均匀，皮质切口端保持可见 5级同3级，四个皮质至少有一个被新骨遮盖 6级桥接缺损被均匀新骨覆盖，皮质的切口端不可见
观察到单一施用供试化合物的缓释基质制剂诱导B、C和D组狗的完全重新桥接。第24周时，新生骨再造为与对侧骨相同的形状和大小。根据放射照相法的评估，即使在24周以后，用载体处置的尺骨没有显示任何愈合。
将狗用10mg的50mg/ml(最终体积0.2ml)供试化合物或者1ml的10mg/ml制剂处置(C和D组)，得到相似的结果。总之，经过处置的动物有70-75％愈合了，而载体处置对照则没有(表3)。
表3：狗阶段缺损模型结果组 放射照片等级完全重新桥接/狗数量 A愈合非常差，放射照片在0与1级之间 0/8 B两只狗的放射照片在5与6级之间，其余两只在1与2之间 2/4 C9只狗在5至6级，1只狗为1至2级，两只狗没有响应 9/12 D5至6级。1只狗没有响应 3/4
当在上述模型中，在含有50％ 50∶50 PLGH(RG503H级)/50％ NMP的制剂中测试供试化合物(50mg/ml)时，没有很好地发挥作用。有些狗出现连合，但是迟于用含有RG502H级PLGH的制剂处置的狗。
犬胫骨切开模型
正常的骨折愈合通常代表生物学上的最佳愈合过程，其结果是在愈合迅速的临床前期模型中检测愈合的加速既困难又有争议。在迅速愈合的犬骨切开模型中研究了供试化合物(它是(3-(((4-叔丁基-苄基)-(吡啶-3-磺酰基)-氨基)-甲基)-苯氧基)-乙酸的钠盐)的PLGH制剂(50％ 50∶50 PLGH(RG502H级)/50％ NMP)，以测定它对加速愈合的作用。在这种模型中增强愈合，支持了供试化合物愈合人正常骨折的潜在应用，因为人趋于更加缓慢地愈合骨折。
使用12±3kg的14月龄Beagle雄性狗进行研究。将狗分为四组，每组三至四只动物。
表4 组 处置 A没有处置 B0.5ml载体 C5mg供试化合物(0.5ml 10mg/ml制剂) D25mg供试化合物(0.5ml 50mg/ml制剂)
动物处于全身麻醉下，以无菌方式准备后肢并披盖之。在外侧切开大约4cm长。利用Gigli锯在狗胫骨远侧部分进行骨切开术。利用AO平板使缺损处稳定。腓骨合其余骨间膜保持完整，将缺损部位用盐水冲洗，除去骨屑。然后向该部位填充载体，如上所述。手术后，允许动物承受全身重量活动，自由饮水进食。在手术后立即获得后肢的放射照片，之后每两周一次，直至研究结束。放射照片分为0至6级。
表5：狗胫骨切开研究结果 组 放射照片等级 重新桥接/狗数量 A 2至3之间 0/3 B 2至3之间 0/3 C 4至5之间 4/4 D 4至5之间 3/4
A和B组的四只狗没有一只在8周的时间框架内重新桥接缺损区域。选择这一时间结束研究，以获得动物处置组之间的差异。C组四只动物全部在8周时间内显示显著的重新桥接。D组中，一只动物无响应，不过其余三只显示显著的愈合(表5)。