(GEORGE DIEBOLD, PHOTODISC, GETTY IMAGES)

Les formulations injectables à action prolongée offrent de nombreux avantages par rapport aux formulations classiques des mêmes composés. Ces avantages sont notamment les suivants : un profil de libération du médicament prévisible pendant une période de temps définie après chaque injection ; une meilleure observance du patient ; une facilité d’application ; une meilleure disponibilité systémique en évitant le métabolisme de premier passage ; une fréquence de dosage réduite (c’est-à-dire moins d’injections) sans compromettre l’efficacité du traitement ; une diminution de l’incidence des effets secondaires ; et une réduction globale du coût des soins médicaux.

Tableau I : Exemples de formulations à action prolongée approuvées par la Food and Drug Admistration américaine sur le marché.*

Cette revue se concentre sur l’état actuel et explore les injectables à action prolongée avec une attention particulière aux produits commercialisés. Les voies d’injection, les types d’injectables à action prolongée (c’est-à-dire les injections à base d’huile, les suspensions de médicaments injectables, les microsphères injectables et les systèmes in situ injectables), les médicaments et les polymères pour les injections de dépôt, les injections de dépôt commercialement disponibles et les futurs systèmes injectables de libération prolongée de médicaments sont également abordés.

Types de voies d’administration injectables

Il est bien reconnu que les avantages des injections parentérales sont une disponibilité systémique immédiate du médicament et un début d’action rapide. Un autre avantage significatif et unique de l’injection parentérale est l’administration à long terme du médicament par la formation d’un dépôt ou d’un réservoir au site d’injection après l’administration du médicament. Comme le montre le tableau I, l’injection intraveineuse (IV) peut être utilisée pour certains médicaments à action prolongée en raison de la longue demi-vie des médicaments dans l’organisme après administration IV. La libération prolongée du médicament à partir de ces préparations est le résultat de la propriété d’action prolongée du médicament et de sa résidence dans la circulation sanguine ou dans l’os.

En général, il existe deux voies par lesquelles les injections parentérales à action prolongée sont le plus souvent administrées : intramusculaire (IM) et sous-cutanée (SC). Pour déterminer la voie d’administration injectable des formulations à action prolongée, de nombreux facteurs doivent être pris en compte tels que le profil de sécurité, la facilité d’administration, la mobilité limitée du patient, la zone pour les sites d’injection cibles, la qualité de vie et le coût du traitement (1). Dans de nombreux cas, la voie SC est la voie privilégiée pour l’administration d’un médicament par injection en raison de la plus grande surface des sites d’injection cibles, de l’utilisation d’aiguilles plus courtes, de la facilité d’auto-administration, de la réduction de l’inconfort et des inconvénients pour les patients et du meilleur profil de sécurité (1). Divers produits à base d’insuline sont administrés par voie SC, et cette voie d’administration continue vraisemblablement de représenter la principale voie d’administration des médicaments à base de protéines. Cependant, les volumes d’injection SC ne dépassent généralement pas 1 à 2 ml, et seules les substances non irritantes peuvent être injectées par voie SC, car les substances irritantes peuvent provoquer de la douleur, une nécrose et une desquamation au site d’injection. En revanche, des volumes d’injection plus importants (2-5 ml) peuvent être administrés par voie IM. Les irritants légers, les huiles et les suspensions peuvent être injectés par voie IM dans les grands muscles squelettiques (c’est-à-dire le deltoïde, le triceps, le grand fessier et le droit fémoral) car ces muscles sont moins bien pourvus en nerfs sensitifs et sont plus vascularisés. Par conséquent, quelques injections SC à libération prolongée peuvent être trouvées sur le marché (c’est-à-dire Depo-SubQ Provera 104, Pfizer (New York) ; Nutropin Depot, Genentech (South San Francisco, CA), et Eligard, sanofi-aventis (Paris), et de nombreuses injections IM à action prolongée sont disponibles sur le marché (injections à base d’huile, suspensions médicamenteuses injectables et microsphères injectables).

Propriétés de libération prolongée des injectables

Les injections parentérales à libération prolongée peuvent être divisées en plusieurs types : les solutions injectables à base d’huile, les suspensions injectables de médicaments, les microsphères à base de polymères et les formulations in situ à base de polymères. Les solutions injectables à base d’huile et les suspensions de médicaments injectables contrôlent la libération pendant des semaines, tandis que les microsphères à base de polymère et les gels in-situ sont censés durer des mois (1, 7).

Solutions injectables à base d’huile et suspensions de médicaments injectables. Les injections conventionnelles à action prolongée consistent soit en des médicaments lipophiles dans des solvants aqueux sous forme de suspensions, soit en des médicaments lipophiles dissous dans des huiles végétales. L’administration de ces formulations à action prolongée n’est nécessaire que toutes les quelques semaines environ. Dans les formulations en suspension, l’étape limitant la vitesse d’absorption du médicament est la dissolution des particules de médicament dans la formulation ou dans le liquide tissulaire entourant la formulation. Les formations salines peu solubles dans l’eau peuvent être utilisées pour contrôler la vitesse de dissolution des particules de médicament afin de prolonger l’absorption, et le pamoate d’olanzapine est un exemple de forme saline peu soluble dans l’eau de l’olanzapine. Certains médicaments destinés à des formulations à action prolongée sont synthétisés par estérification du médicament parent à un acide gras à longue chaîne. En raison de sa très faible solubilité dans l’eau, l’ester d’acide gras d’un médicament se dissout lentement au site d’injection après l’injection IM et est hydrolysé en médicament parent. Une fois l’ester hydrolysé par voie intramusculaire, le médicament parent devient disponible dans la circulation systémique. Le taux de libération du palmitate de palipéridone de la suspension injectable à action prolongée est régi par ce mécanisme. Dans de nombreuses formulations, un ester d’acide gras d’un médicament est utilisé pour préparer une solution parentérale à base d’huile, et le taux de libération du médicament à partir de la solution est contrôlé par la répartition du médicament entre le véhicule huileux et le fluide tissulaire et par le taux de bioconversion du médicament des esters de médicament au médicament parent. Cependant, plusieurs autres facteurs tels que le site d’injection, le volume d’injection, l’étendue du dépôt au site d’injection, et l’absorption et la distribution du véhicule huileux en soi peuvent affecter le profil pharmacocinétique global du médicament. Les esters d’acide décanoïque de médicaments antipsychotiques sont largement utilisés pour ces injections IM à base d’huile.

Microsphères à base de polymères et formulations in-situ. Le développement d’injectables à action prolongée à base de polymères est l’une des stratégies les plus adaptées aux macromolécules telles que les médicaments peptidiques et protéiques. Les avantages des formulations à base de polymères pour les macromolécules comprennent : la stabilisation in vitro et in vivo des macromolécules, l’amélioration de la disponibilité systémique, l’extension de la demi-vie biologique, l’amélioration de la commodité et de l’observance du patient, et la réduction de la fréquence de dosage.

Parmi les différentes approches pour délivrer des macromolécules par voie parentérale, les systèmes de microsphères biodégradables sont ceux qui connaissent le plus grand succès commercial. Le facteur le plus crucial dans la conception de microsphères injectables est le choix d’un polymère biodégradable approprié. La libération de la molécule de médicament à partir des microsphères biodégradables est contrôlée par la diffusion à travers la matrice polymère et la dégradation du polymère. La nature du polymère, telle que la composition des rapports copolymères, les cristallinités du polymère, la température de transition vitreuse et les hydrophilicités, joue un rôle critique dans le processus de libération. Bien que la structure des microsphères, les propriétés intrinsèques du polymère, la solubilité du noyau, l’hydrophilie du polymère et le poids moléculaire du polymère influencent la cinétique de libération du médicament, les mécanismes possibles de libération du médicament à partir des microsphères sont les suivants : libération initiale à partir de la surface, libération à travers les pores, diffusion à travers la barrière de polymère intact, diffusion à travers une barrière gonflée d’eau, érosion du polymère et dégradation en masse. L’ensemble de ces mécanismes joue un rôle dans le processus de libération (2).

Un autre système de dépôt injectable polymérique intensivement étudié est un système d’implant à formation in situ. Les systèmes d’implants à formation in situ sont constitués de produits biodégradables, qui peuvent être injectés dans le corps à l’aide d’une seringue et qui, une fois injectés, se figent pour former un implant biodégradable solide. Cet article résumera brièvement les types d’implants à formation in situ car le sujet a été intensivement examiné ailleurs (3-5). Les implants biodégradables injectables formant un dépôt in situ sont classés en cinq catégories en fonction du mécanisme de formation du dépôt : les pâtes thermoplastiques, les systèmes polymères réticulés in situ, la précipitation des polymères in situ, les systèmes gélifiants induits thermiquement et les organogels se solidifiant in situ. Le mécanisme de formation de dépôts des pâtes thermoplastiques consiste à former un semi-solide lors du refroidissement à la température du corps après injection dans le corps sous forme fondue. Les réseaux de polymères réticulés peuvent être obtenus in situ de diverses manières, en formant des systèmes ou des gels de polymères solides. Les méthodes permettant d’obtenir des systèmes réticulés in situ comprennent des réactions radicalaires, généralement initiées par la chaleur ou l’absorption de photons, ou des interactions ioniques entre de petits cations et des anions de polymère. Les formations in situ peuvent être produites en provoquant la précipitation du polymère à partir de la solution. Un polymère insoluble dans l’eau et biodégradable est solubilisé dans un solvant organique biocompatible auquel on ajoute un médicament qui forme une solution ou une suspension après mélange. Lorsque cette formulation est injectée dans l’organisme, le solvant organique miscible à l’eau se dissipe et l’eau pénètre dans la phase organique. Cela conduit à une séparation de phases et à la précipitation du polymère formant un dépôt au site d’injection. Cette méthode a été conçue comme la technologie Atrigel (QLT, Vancouver, Canada), qui a été utilisée comme système porteur de médicament pour Eligard. Les systèmes de gélification induits thermiquement présentent des transitions sol/gel thermoréversibles et sont caractérisés par une température critique de solution plus basse. Ils sont liquides à température ambiante et produisent un gel à partir de la température critique inférieure de la solution. Les organogels à solidification in situ sont composés de lipides amphiphiles insolubles dans l’eau, qui gonflent dans l’eau et forment divers types de cristaux liquides lyotropes.

Médicaments délivrés sous forme d’injectables à libération prolongée

Divers médicaments sont étudiés pour des systèmes d’administration injectables à libération prolongée pour la délivrance contrôlée de médicaments, comme récemment décrit par ces auteurs (6). Ces systèmes comprennent des médicaments de petites molécules et des médicaments protéiques/peptidiques. Parmi les exemples de médicaments pour les systèmes d’administration injectables à libération prolongée, on peut citer : l’hormonothérapie (i.e., somatropine humaine) (7, 8) ; les protéines thérapeutiques telles que l’analogue du glucagon-like peptide-1 (9) ; la protéine morphogénétique osseuse humaine recombinante-2 (10) ; la superoxyde dismutase (11) ; la calcitonine de saumon (12, 13) ; l’insuline (14-16) ; l’administration de gènes tels que l’ADN plasmidique (17-19) ; les agents thérapeutiques contre le cancer tels que la bléomycine (20), le paclitaxel (21), le cisplatine (22), un agent antinéoplasique de type peptide (23) ; des agents thérapeutiques contre la douleur postopératoire tels que le kétorolac trométhamine (24) ; des médicaments contre la schizophrénie tels que l’aripiprazole (25), l’olanzapine (26) ; un vaccin peptidique contraceptif (27) ; des médicaments pour traiter la dépendance à l’alcool tels que la naltrexone (28) ; et des médicaments immunosuppresseurs tels que la rapamycine (29).

Malgré un certain nombre d’études sur les dépôts parentéraux utilisant une variété de médicaments, seuls des médicaments dans des domaines thérapeutiques limités sont disponibles sur le marché. Les médicaments antipsychotiques et les hormones sont utilisés depuis plus de cinq décennies dans le domaine de la schizophrénie et de l’hormonothérapie substitutive. Depuis le premier lancement d’une formulation de microsphères, Lupron Depot (Abbott, Abbott Park, IL) pour le traitement palliatif du cancer avancé de la prostate en 1989, plusieurs formulations de microsphères et implants à formation in situ ont été mis sur le marché américain. Les indications thérapeutiques et les médicaments des produits commercialisés comprennent : le traitement palliatif du cancer avancé de la prostate (acétate de leuprolide et pamoate de triptoréline) ; le traitement de l’acromégalie (acétate d’octréotide et acétate de lanréotide) ; le traitement à long terme du retard de croissance (somatropine-ADN d’origine) ; le traitement de la schizophrénie (rispéridone) ; et le traitement de la dépendance à l’alcool (naltrexone).

Polymères dans la libération prolongée injectable

Comme récemment décrit par ces auteurs (6), une variété de polymères biodégradables pour la délivrance contrôlée de médicaments intensivement étudiés au cours des dernières décennies comprennent les polylactides (PLA), les polyglycolides (PGA), les poly(lactide-co-glycolide) (PLGA), les poly(ε-caprolactone) (PCL), les polyglyconates, les polyanhydrides, les polyorthoesters, les poly(dioxanone) et les polyalkylcyanoacrylates. Parmi les différentes approches pour délivrer des macromolécules par voie parentérale, les microsphères biodégradables injectables sont les systèmes les plus performants (30). De nombreux rapports de recherche sur les microsphères ont démontré l’utilité des polymères biodégradables tels que les microsphères de PLGA (31-38), les microsphères de PCL (39), les microsphères de polyanhydride (40), les microsphères de polyorthoesters (41) et les microsphères de polyalkylcyanoacrylate (42, 43).

La technologie Atrigel qui est utilisée dans Eligard contenant de l’acétate de leuprolide et du PLGA est un implant à formation in situ une fois par mois pour le traitement palliatif du cancer avancé de la prostate. De nombreux rapports ont été publiés sur de nouveaux polymères biodégradables formant des implants in situ, tels que les poly(éther ester uréthane) multiblocs constitués d’un polymère de poly-(PHB), de poly(éthylène glycol) (PEG) et de poly(propylène glycol) (PPG) (44), d’un polymère de chitosane greffé au PEG (Chitosane-PEG) (45), copolymère triséquencé méthoxy poly(éthylène glycol)-poly(acide sébacique-acide D,L-lactique)-méthoxy poly(éthylène glycol) (mPEG-poly(SA-LA)-mPEG) (46), copolymère triséquencé PCL-PEG-PCL (47), et copolymère triséquencé PLGA-PEG-PLGA (48).

Les systèmes de dépôt injectables commercialisés à base de polymères ont utilisé des polymères ou des copolymères composés de monomères d’acide lactique et d’acide glycolique. Ces polymères ont l’avantage d’être semi-perméables, biocompatibles et biodégradables, ce qui les rend universellement acceptables comme matériaux injectables pour les systèmes de dépôt de médicaments (49).

Médicaments injectables à libération prolongée disponibles dans le commerce

La liste des systèmes d’administration de médicaments injectables à libération prolongée disponibles dans le commerce sur le marché en tant que produits pharmaceutiques est présentée dans le tableau II. Les formulations parentérales à action prolongée (solutions à base d’huile et suspensions de médicaments) sont utilisées en clinique depuis plusieurs décennies dans le domaine de l’hormonothérapie substitutive. L’injection à base d’huile de sésame contenant de l’énanthate de testostérone (c’est-à-dire Delatestryl, Endo Pharmaceuticals, Chadds Ford, PA) et l’injection à base d’huile de ricin contenant du valérate d’estradiol (Delestrogen, Monarch Pharmaceuticals, Bristol, TN) ont été approuvées par la Food and Drug Administration américaine dans les années 1950, et la suspension médicamenteuse pour injection contenant de l’acétate de médroxyprogestérone (Depo-Provera, Pfizer) a été approuvée par la FDA en septembre 1960. La voie d’administration de ces produits est l’injection IM, et tous ces produits sont encore disponibles sur le marché. En 2004, une injection SC d’acétate de médroxyprogestérone à action prolongée (Depo-SubQ Provera 104, Pfizer), qui est tout aussi efficace malgré une réduction de près de 30 % de la dose, a été approuvée par la FDA. Les premières microsphères injectables à action prolongée d’hormone de croissance recombinante (Nutropin Depot, Genentech) ont reçu l’approbation de la FDA pour le déficit en hormone de croissance (DHC) chez l’enfant en décembre 1999. Nutropin Depot est conçu pour être administré par injection SC une ou deux fois par mois.

Tableau II. Systèmes injectables à libération prolongée de médicaments disponibles dans le commerce.

Dans les années 1960, les formulations parentérales à dépôt de médicaments antipsychotiques typiques ont été introduites pour un usage clinique en Europe (50). Bien que les formulations antipsychotiques typiques à longue durée d’action soient largement utilisées en Europe, les cliniciens aux États-Unis ont jusqu’à présent été réticents à les utiliser malgré leurs avantages potentiels pour plusieurs raisons telles que les préoccupations concernant l’augmentation des effets indésirables par rapport à la thérapie orale et la croyance que les patients n’acceptent ou ne tolèrent pas les formulations de dépôt aussi bien que les agents oraux (51). Par conséquent, de nombreuses formulations de dépôt à base d’huile contenant des antipsychotiques typiques (décanoate d’halopéridol, décanoate de flupenthixol, décanoate de fluphénazine, décanoate de zuclopenthixol et palmitate de pipothiazine) sont disponibles sur le marché en Europe, au Canada et en Australie, mais seules les formulations de décanoate d’halopéridol (décanoate d’Haldol) et de décanoate de fluphénazine (injection de décanoate de fluphénazine) sont disponibles aux États-Unis. En 2003, la formulation à action prolongée de la rispéridone (Rispedal Consta, Janssen, division d’Ortho-McNeill Janssen Pharmaceutical, Titusville, NJ) est devenue le premier antipsychotique atypique dépôt à être disponible aux Etats-Unis (51). Rispedal Consta est formulé sous la forme d’une suspension aqueuse de microsphères biodégradables. De l’eau est ajoutée au flacon de microsphères, et la suspension aqueuse est injectée par voie intramusculaire toutes les 2 semaines (52). La FDA a approuvé la suspension injectable de palmitate de palipéridone à action prolongée (Invega Sustenna, Janssen) pour le traitement aigu et d’entretien de la schizophrénie en juillet 2009 (53-56). Le palmitate de palipéridone, un agent antipsychotique atypique, est l’ester palmitate de la palipéridone et est le principal métabolite actif de la rispéridone (9-hydroxy-rispéridone) (53). Le palmitate de palipéridone a été formulé sous la forme d’une suspension médicamenteuse aqueuse avec une distribution granulométrique spécifique qui possède des propriétés de libération prolongée et facilite ainsi la prise mensuelle (53). En 2009, une formulation dépôt à action prolongée de pamoate d’olanzapine (Zyprexa Relprevv, Eli Lilly, Indianapolis, IN) a été approuvée par la FDA pour le marché américain (57-59). Zyprexa Relprevv est une suspension médicamenteuse aqueuse contenant un sel d’acide pamoïque et de l’olanzapine (pamoate d’olanzapine monohydraté) pour une injection fessière IM profonde (60).

Lupron Depot (acétate de leuprolide) est la première microsphère de PLGA injectable commercialisée aux États-Unis (approuvée en 1989) (61). Lupron Depot assure une libération assez constante du peptide pendant 1 mois ou 3 mois chez l’homme après injection IM et montre une efficacité suffisamment fiable pour le traitement des patients atteints de cancers hormono-dépendants tels que le cancer avancé de la prostate (61). Encouragées par le succès de Lupron depot, plusieurs formulations de microsphères PLGA ont été étudiées, et Trelstar (pamoate de triptoréline, Watson Pharmaceuticals, Corona, CA) a reçu l’approbation de la FDA pour le traitement palliatif du cancer avancé de la prostate en juin 2001. Trelstar est conçu pour être administré par une seule injection IM dans l’une ou l’autre des fesses, et le schéma posologique (un, trois ou six mois) dépend de la concentration du produit choisie. En janvier 2002, la première formulation parentérale à formation in situ, Eligard, a été approuvée par la FDA pour le marché américain. Eligard utilise la technologie Atrigel, et Atrigel est un système d’administration polymère (ne contenant pas de gélatine) constitué d’une formulation polymère PLGA biodégradable dissoute dans un solvant biocompatible, la N-méthyl-2-pyrrolidone (NMP). Eligard est administré par voie sous-cutanée, où il forme un dépôt solide de délivrance du médicament et est conçu pour délivrer l’acétate de leuprolide à un taux contrôlé pendant une période thérapeutique de un, trois, quatre ou six mois.

En avril 2006, la FDA a approuvé la suspension injectable de naltrexone à libération prolongée (Vivitrol, Alkermes, Waltham, MA) pour le traitement de la dépendance à l’alcool. Vivitrol est fourni commercialement comme une formulation de naltrexone en microsphères pour suspension, à administrer par injection intramusculaire toutes les quatre semaines.

Sandostatine LAR Depot (Novartis, Bâle, Suisse) a reçu l’approbation de la FDA en novembre 1998 pour le traitement de l’acromégalie, un trouble hormonal chronique défigurant et débilitant. Sandostatin LAR Depot est une formulation stérile de microsphères de PLGA d’acétate d’octréotide pour une injection IM toutes les quatre semaines. Bien qu’elle ne soit pas disponible aux États-Unis, une formulation de microsphères PLGA à libération prolongée d’acétate de lanréotide pour suspension injectable (Somatuline LA, Ispen Pharmaceuticals, Kleve, Allemagne) est disponible en tant que produit pharmaceutique commercialisé sur le marché européen. L’indication de Somatuline LA est la même que celle de Sandostatine LAR Depot, et Somatuline LA est conçu pour être administré par injection IM toutes les deux semaines.

La FDA a approuvé Somatuline Depot pour le traitement à long terme de l’acromégalie en août 2007. La formulation de Somatuline Depot consiste en une concentration unique sursaturée d’acétate de lanréotide (24,6% p/p de base de lanréotide), et ne contient que de l’eau pour injection comme excipient (62). On pense qu’il forme un dépôt de médicament précipité au site d’injection en raison de l’interaction de la formulation avec les fluides physiologiques, car Somatuline Depot peut produire un gel stable lorsqu’il est mélangé à de l’eau à une température et une pression spécifiques. Le mécanisme le plus probable de libération du médicament est une diffusion passive du médicament précipité du dépôt vers les tissus environnants, suivie par l’absorption dans la circulation sanguine pendant un mois. La voie d’administration de Somatuline Depot est l’injection SC profonde.

Systèmes de délivrance de médicaments à libération prolongée injectables dans les essais cliniques

Plusieurs essais cliniques de systèmes de délivrance de médicaments à libération prolongée injectables sont actuellement menés aux Etats-Unis. Certains exemples de systèmes d’administration de médicaments injectables à libération prolongée actuellement en cours d’essais cliniques sont énumérés dans le tableau III.

Tableau III. Exemples de systèmes d’administration de médicaments injectables à libération prolongée en cours d’essais cliniques.

Des études pharmacocinétiques-pharmacodynamiques de phase I sont en cours pour la formulation de la progestérone en microsphères afin d’établir la dose minimale efficace de la suspension de microsphères de progestérone, pour une injection intramusculaire hebdomadaire. Les études cliniques de phase III de l’aripiprazole pour une administration mensuelle par dépôt IM sont en cours pour évaluer l’efficacité, la sécurité et la tolérance. Des essais de phase I sont en cours avec une injection IM mensuelle d’octréotide pamoate pour étudier la sécurité et la tolérance d’une formulation prolongée d’octréotide à action prolongée après une dose unique chez l’homme. Des études de phase III sur la formulation à libération prolongée du pasiréotide sont en cours pour évaluer l’efficacité et la sécurité du pasiréotide LAR.

Le SABER est un système potentiel de formation in situ par voie parentérale, et ce système est constitué d’acétate isobutyrate de saccharose (SAIB), d’un solvant pharmaceutiquement acceptable et d’un ou plusieurs additifs. Une caractéristique du système est qu’un mélange SAIB/solvant a une faible viscosité, mais lors de l’injection, la viscosité augmente sensiblement à mesure que le solvant se diffuse à partir du SAIB (63). Après avoir dissous ou dispersé le médicament dans la solution de SAIB/solvant, cette solution est injectée par voie sous-cutanée ou intramusculaire. Lors de l’injection, le solvant se dissipe du SAIB, et l’augmentation de la viscosité contrôle la libération du médicament du gel. Le SABER-bupivacaïne est conçu pour délivrer en continu de la bupivacaïne, un anesthésique local courant, jusqu’à 72 heures pour traiter la douleur locale post-chirurgicale. Ce système est injecté sur le site chirurgical avant la fermeture de la plaie et fait actuellement l’objet d’études cliniques de phase III aux États-Unis.

ReGel (BTG, Londres) est un système de gélification thermiquement réversible et est basé sur un copolymère tribloc biodégradable composé de PLGA-PEG-PLGA. Immédiatement après l’injection et en réponse à la température du corps, un dépôt de gel insoluble se forme. OncoGel (BTG) est fourni sous forme de formulation congelée de paclitaxel dans ReGel et entre dans les essais de phase II. OncoGel est injecté directement dans la tumeur pour les tumeurs de l’œsophage, et le gel disparaît en quatre à six semaines car il libère le paclitaxel.

Conclusion

Comme le montre le nombre croissant de produits pharmaceutiques injectables à libération prolongée sur le marché, les systèmes de dépôt injectables deviennent l’un des systèmes les plus efficaces pour l’administration de médicaments à long terme. En raison de l’amélioration de la qualité de vie et du coût de la thérapie grâce aux progrès de la formulation des médicaments et de la science des polymères, des systèmes de dépôt injectables plus sophistiqués seront développés et commercialisés dans un avenir proche. De plus, l’introduction de médicaments plus puissants et de médicaments à base de protéines/peptides sont de particulièrement bons candidats pour la formulation de systèmes de dépôt parentéraux à longue durée d’action. Les systèmes de dépôt injectables à base de polymères pour les médicaments protéiques/peptidiques présentent de nombreux avantages tels que la protection des protéines sensibles contre la dégradation, la libération prolongée ou modifiée, les schémas de libération pulsatile et l’amélioration de l’observance du patient. Ces avantages importants et uniques offrent un succès commercial potentiel des futurs produits pharmaceutiques injectables à libération prolongée qui ont de nouveaux ingrédients pharmaceutiques actifs, y compris des protéines et des peptides thérapeutiques.

Yun-Seok Rhee est professeur associé de recherche à l’Université Sungkyunkwan, École de pharmacie, Suwon, Gyeonggi-do, République de Corée. Chun-Woong Park est chercheur postdoctoral et chercheur invité, Patrick P. DeLuca est professeur émérite et Heidi M. Mansour* est professeur adjoint de pharmacie et de technologie pharmaceutique, tous à l’University of Kentucky College of Pharmacy, Department of Pharmaceutical Sciences-Drug Development Division, 789 S. Limestone St., Lexington, KY 40536-0596, tél. 859.257.1571, [email protected]. Heidi M. Mansour est également membre du conseil consultatif edtorial de Pharmaceutical Technology.

*À qui toute correspondance doit être adressée.

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