CZ20011899A3 - Hydrogelové materiály produkující oxid dusnatý - Google Patents
Hydrogelové materiály produkující oxid dusnatý Download PDFInfo
- Publication number
- CZ20011899A3 CZ20011899A3 CZ20011899A CZ20011899A CZ20011899A3 CZ 20011899 A3 CZ20011899 A3 CZ 20011899A3 CZ 20011899 A CZ20011899 A CZ 20011899A CZ 20011899 A CZ20011899 A CZ 20011899A CZ 20011899 A3 CZ20011899 A3 CZ 20011899A3
- Authority
- CZ
- Czechia
- Prior art keywords
- polymerizable
- tissue
- biocompatible
- component
- components
- Prior art date
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
- A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
- A61K47/50—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates
- A61K47/69—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit
- A61K47/6903—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the conjugate being characterised by physical or galenical forms, e.g. emulsion, particle, inclusion complex, stent or kit the form being semi-solid, e.g. an ointment, a gel, a hydrogel or a solidifying gel
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
- A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
- A61K47/50—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates
- A61K47/51—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent
- A61K47/56—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent the modifying agent being an organic macromolecular compound, e.g. an oligomeric, polymeric or dendrimeric molecule
- A61K47/58—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient the non-active ingredient being chemically bound to the active ingredient, e.g. polymer-drug conjugates the non-active ingredient being a modifying agent the modifying agent being an organic macromolecular compound, e.g. an oligomeric, polymeric or dendrimeric molecule obtained by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds, e.g. poly[meth]acrylate, polyacrylamide, polystyrene, polyvinylpyrrolidone, polyvinylalcohol or polystyrene sulfonic acid resin
Description
Hydrogelové materiály produkující oxid dusnatý
Oblast techniky
Vynález se týká polymerizovatelných hydrogelových materiálů produkujících po delší časové úseky fyziologicky relevantní množství oxidu dusnatého (NO).
Vynález přiznává prioritu patentu U.S.S.N. 60/152 054 z 2. září 1999.
Dosavadní stav techniky
Endoteliální buňky, které jsou běžně přítomny v jedné vrstvě ve vnitřní vrstvě arteriální stěny, hrají významnou roli v regulaci proliferace buněk hladkého svalu (SMC) in vivo. Endoteliální buňky jsou vážně poškozovány při většině vaskulámích poškození včetně poškození způsobených perkutánní transluminámí koronární angioplastikou a podobnými zákroky. U asi 35 až 50 % pacientů léčených perkutánní transluminámí koronární angioplastikou se vyskytuje klinicky významné opětovné zúžení arterií nebo opakovaná stenóza v době do šesti měsíců od původního zákroku. Opakovaná stenóza je způsobena alespoň částečně migrací a proliferací buněk hladkého svalu v arteriální stěně společně se vzrůstem sekrece matrixových proteinů za vzniku nové obstruktivní vnitřní vrstvy v arteriální stěně. Tyto jevy snižují účinek cévních štěpů. Procesy, které regulují hojení vaskulámích poškození způsobených např. angioplastikou nejsou dosud příliš objasněné, ale patrně zahrnují komplexní kaskádu faktorů odvozených z krve a z cévní stěny.
Četné faktory stimulující počáteční ztluštění a opakovanou stenózu byly identifikovány podáváním exogenních proteinů, genetickou alterací buněk nebo blokováním určitých signálů za použití protilátek nebo jiných specifických inhibitorů růstových faktorů. Tyto mitogeny a chemoatraktanty buněk hladkého svalu vznikají při tvorbě krve a trombů i ze samotné cévní stěny. Endoteliální buňky produkují množství látek, které snižují proliferaci buněk hladkého svalu včetně heparinsulfatu, prostacyklinu (PG12) a NO.
NO je cílová molekula odvozená od endotelia užitečná pro prevenci opakované stenózy, protože kromě snižování proliferace buněk hladkého svalu (Garg a kol. (1989) J. Clin. Invest., snižuje NO agregaci krevních destiček (de Graaf a kol. (1992)
Circulation, 85:2284-90; Radomski a kol. (1987) Br. J. Pharmacol., 92:181-7), zvyšuje • ·· ·· ·· ·· ·· · · · · ♦ · · ♦ · • · · · · ·· · · proliferaci endoteliálních buněk (Ziche a kol. (1993) Biochem. Biophys. Res. Comm., 192:1198-1203) a snižuje adhezi leukocytů (Lefer a kol. (1993) Circulation, 88:2337-50), což jsou všechno procesy velice žádoucí pro snížení vnitřního ztlušťování a opakované stenózy (Loscalzo (1996) Clin. Appl. Thromb. Hemostas., 2:7-10). Protože procesy opakované stenózy jsou tak komplexní, budou nejpravděpodobněji úspěšné přístupy působící na více cílů.
Mechanismy, jimiž NO ovlivňuje tyto vícečetné odpovědi, nejsou dosud plně objasněny, je však známo, že NO aktivuje rozpustnou guanylatcyklasu navázáním na její hemovou skupinu, čímž zvyšuje hladinu cyklického guanosinmonofosfatu (cGMP), intracelulámího druhého posla s mnoha buněčnými účinky (Moro a kol. (1996) Proč. Nati. Acad. Sci., USA, 93:1480-5). Účinky NO lze mimikovat podáváním cGMP nebo jeho stabilnějších derivátů (Garg a kol. (1989) J. Clin. Invest., 83:1774-7). Bylo dále zjištěno, že NO inhibuje aktivitu ribonukleotidreduktasy, enzymu přeměňujícího ribonukleotidy na deoxyribonukleotidy, což významně ovlivňuje syntézu DNA (Lepoivre a kol. (1991) Biochem. Biophys. Res. Comm., 179:442-8; Kwon a kol. (1991) J. Exp. Med. 174:761-7), stejně jako dalších enzymů účastnících se buněčné respirace (Stuehr a kol. (1989) J. Exp. Med. 169:1543-55).
Počet molekul produkujících NO za fyziologických podmínek (donory NO) byl identifikován a stanoven in vivo i in vitro. Donorové molekuly NO vykazují biologické účinky mimikující účinky NO a zahrnují S-nitrosothioly (Diodati a kol. (1993) Thromb. Haem., 70:654-8; Lefer a kol. (1993) Circulation, 88:2337-50; DeMeyer a kol. (1995) J. Cardiovasc. Pharmacol., 26:272-9), organické nitráty (Ignarro a kol. (1981) J. Pharmacol. Exp. Ther., 218:739-49) a komplexy NO s nukleofily (Diodati a kol. (1993) Thromb. Haem., 70:654-8; Diodati a kol. (1993) J. Cardiovasc. Pharmacol.,. 22:287-92; Maragos a kol. (1993) Cancer Res. 53:564-8). Většina z těchto molekul má nízkou molekulovou hmotnost, je dodávána do celého systému a má za fyziologických podmínek krátký poločas života, takže účinke na mnohé typy tkání pouze krátkou dobu. Jako donor NO se dále používá i L-arginin, který je substrátem NO-synthasy; podávání L-argininu tedy zvyšuje endogenní produkci NO a navozuje odpovědi mnohdy podobné těm způsobeným donory NO (Cooke a kol. (1992) J. Clin. Invest., 90:1168-72).
O vývoji polymerů uvolňujících NO obsahujících komplexy NO-nukleofil se zmiňuje Smith a kol. (1996): J. Med. Chem., 39:1148-56. Tyto materiály byly schopny uvolňovat NO ·· *· ·· ·♦ · • · · ♦ ·· • · · · ·· · · · • ♦ 9 9 9 9 99 9
999 99 99 99 99 999 po dobu 5 týdnů in vitro, snižovat proliferaci buněk hladkého svalstva v kultuře a snižovat adhezi krevních destiček k materiálům cévních štěpů v arteriovenózním modelu umělé cévky. Tyto materiály se zdají slibné v mnohých klinických aplikacích, kde by byla žádoucí lokalizovaná produkce, např. antitrombické potahové materiály pro katétry, ale pravděpodobně nebudou použitelné pro přímé ošetření tkání in vivo, neboť tyto materiály mají řadu nevýhod. Tyto polymery lze vyrábět ve formě filmů, prášků nebo kuliček, ale nelze je produkovat in šitu v přímém kontaktu s buňkami a tkáněmi. Proto je v takovém případě obtížné lokalizovat ošetření NO na určitou tkáň a vznikají problémy se zadržováním polymeru na místě ošetření. Tyto nevýhody přípravku by též ztížily nebo znemožnily lokální podání procesy založenými na laparoskopii nebo katétru. Vážnou nevýhodou implantovatelných polymerů produkujících NO, zvláště polymerů určených pro dlouhodobé použití, je jejich biokompatibilita, neboť se po skončení uvolňování NO mohou vyskytnout zánětlivé odpovědi nebo vznik trombů. Bylo by efektivnější, kdyby mohly být tyto sloučeniny podávány výlučné do místa ošetření a mohly být sníženy nebo odstraněny vedlejší účinky způsobené podáváním činidel do systému, zvláště během delších časových období.
Podstata vynálezu
Předmětem vynálezu jsou činidla pro řízené uvolňování NO a/ nebo sloučenin ovlivňujících hladiny NO v určitém místě po místním nebo povrchovém podání.
Dalším předmětem vynálezu jsou způsoby ošetření stavů zahrnujících zánětlivé odpovědi pomocí hydrogelových materiálů uvolňujících sloučeniny stimulující hladiny NO v místě podání.
Biokompatibilní polymerní materiály uvolňující nebo produkující fyziologická množství NO po delší časové úseky jsou podávány na místa na nebo v pacientovi pro ošetření potíží jako opakovaná stenóza, trombóza, astma, léčba zranění, artritida, poruchy erekce penisu nebo jiné stavy, kde hraje NO rozhodující roli. Polymerní materiály lze připravit ve formě filmů, potahových materiálů nebo mikročástic. Polymery vznikají typicky jako makromery, které někdy obsahují biodegradabilní oblasti vážící na sebe skupiny uvolňované in šitu, aby byla zvýšena nebo ovlivněna hladina NO na místě, kde je třeba ošetření. Makromery tvoří homo- nebo heterodisperzi nebo roztok, které polymerují za vzniku polymemího materiálu, který jev případě roztoku semiinterpenetrující nebo penetrující síť.
• φ· φφ ·♦ φφ· φ φ · · φ · φ φ ·φφφ φφφ φφφφφφφ φφ φφ* φφ φφφφ *
ΦΦΦ φφφφ φ· φ
Φφφ φφ φφ φφ φ* ···
Uvolňované sloučeniny jsou fyzikálně zachyceny v makromeru, jsou s ním kovalentně nebo iontově spojeny nebo aktuálně tvoří součást polymemího materiálu. Hydrogely vznikají iontovým a/ nebo kovalentním zesítěním. Polymerní materiál obsahuje někdy i další aktivní činidla jako terapeutická, profylaktická nebo diagnostická činidla.
Popis obrázků
Obrázek 1 znázorňuje schéma syntézy S-nitrosocysteinových hydro gelů (akryloyl-PEG-Cys-NO)
Obrázek 2 znázorňuje schéma syntézy komplexních hydrogelů akryloyl-PEG-Lys5-NO-nukleofíl.
Obrázek 3 znázorňuje schéma syntézy komplexních hydrogelů akryloyl-PEG-DETA-NO-nukleofíl.
Obrázek 4 je graf znázorňující časovou závislost uvolňování NO z hydrogelů akryloyl-PEG-Lyss-NO (procentuální podíl uvolněného NO v pravidelných intervalech, časová osa udává dny) při pH 7,4 (kolečka) a při pH 3 (čtverečky).
Obrázek 5 je graf znázorňující časovou závislost uvolňování NO z hydrogelů akryloyl-PEG-DETA-NO (procentuální podíl uvolněného NO v pravidelných intervalech, časová osa udává hodiny) při pH 7,4 (kolečka) a při pH 2 (čtverečky).
Obrázek 6 je graf znázorňující časovou závislost uvolňování NO z hydrogelů
PEG-Cys-NO (procentuální podíl uvolněného NO v pravidelných intervalech, časová osa udává hodiny) při pH 7,4 (kolečka) a při pH 2 (čtverečky).
Obrázek 7A je graf znázorňující časovou závislost uvolňování NO z hydrogelů
PVA-NO-bFGF (pmol NO na gram polymeru uvolněné za čas v hodinách) při pH 7,4 a °C. Obrázek 7B je graf znázorňující časovou závislost uvolňování bFGF z hydrogelů
PVA-NO-bFGF (procentuální podíl teoretického bFGF na gram gelu uvolněný za čas v hodinách) při pH 7,4 a 37 °C.
Obrázky 8A a 8B jsou grafy dokládající, že hydrogely akryloyl-PEG-Lys-NO inhibují proliferaci buněk hladkého svalu. Obrázek 8A: procentuální podíl množství kontrolních buněk, vznik hydrogelů; obrázek 8B: procentuální podíl množství kontrolních buněk, rozpustný polymer.
• ·· ·♦ ·· • · 9 9 9 9 9 9 9 999
5999 9999999
9 9 9 9 9 9 9 9 9 99
9 9 9 9 9 9 9 99
999 99 99 99 99999
Obrázky 9A a 9B jsou grafy dokládající inhibici proliferace buněk hladkého svalu působením NO uvolněného z hydrogelů akryloyl-PEG-DETA-NO (obr. 9A) a z rozpustného polymeru (obr. 9B) jako procentuální podíl množství kontrolních buněk.
Obrázky 10A a 10B jsou grafy dokládající inhibici proliferace buněk hladkého svalu působením NO uvolněného z hydrogelů akryloyl-PEG-Cys-NO (obr. 10A) a z rozpustného polymeru (obr. 1 OB) jako procentuální podíl množství kontrolních buněk.
Obrázek 11 je graf srovnávající stupeň inhibice růstu buněk hladkého svalu působením NO uvolněného z těchto hydrogelů: akryloyl-PEG-Lys-NO, akryloyl-PEG-DETA-NO a akryloylPEG-Lys-NO ve srovnání s kontrolním hydrogelem obsahujícím NO. Podíl inhibice růstu buněk hladkého svalu je stanoven porovnáním buněčného růstu u každého hydrogelů uvolňujícího NO s růstem u kontrolního PEG-diakrylatového hydrogelů.
Podrobný popis vynálezu
1. Polymerní materiály uvolňující NO
Polymerní materiály jsou biokompatibilní a uvolňují nebo produkují NO. V různých výhodných provedeních jsou tyto polymery také biodegradabilní, tvoří hydro gely, polymerují in šitu a adherují ke tkáni. Tyto vlastnosti jsou dány výběrem makromemích složek a přídavkem různých skupin k těmto složkám.
Výraz „polymerizovatelný“ znamená, že určité složky materiálu mají schopnost tvořit další kovalentní vazby vedoucí k zesítění makromerů, např. dvojné vazby uhlík-uhlík u molekul akrylatového typu. Tato polymerizace je typicky zahájena tvorbou volných radikálů vznikajících absorpcí fotonu určitými barvivý a chemickými sloučeninami za následného vzniku volných radikálů; volné radikály mohou vznikat i dalšími způsoby za použití dalších činidel, což je známo odborníkům.
a) Polymerní materiály
Polymerní materiály musí být biokompatibilní, tj. nesmí navozovat významné nebo nepřijatelné toxické nebo imunogenní odpovědi po podání nebo implantaci jedinci.
Je známo množství polymemích materiálů, o nichž je známo, že jsou biokompatibilní, a to přírodních i syntetických polymerů. Příklady zahrnují proteiny (téhož původu jako
99 ·· ·* ·* • * φ · Φ Φ · · Φ · Φ • Φ ♦ Φ · ♦· Φ Φ
Φ · ΦΦΦΦ φφφ •ΦΦ φφ ΦΦ ΦΦ ΦΦ ΦΦΦ recipient), polysacharidy jako chondroitinsulfat a kyselina hyaluronová, polyurethany, polyestery, polyamidy a akrylaty. Polymery jsou degradabilní nebo nedegradabilní.
Mnoho vybraných polymerních materiálů je založeno na kombinaci vlastností daných různými složkami, které zahrnují ve vodě rozpustné složky jako PEG nebo PVA, biodegradabilní složky, např. hydrolyzovatelné, a skupiny využitelné pro polymerizaci makromerů in šitu.
Ve vodě rozpustné složky a/ nebo složky adhezivní ke tkáni
Polymery mohou obsahovat řadu ve vodě rozpustných materiálů. Výraz „alespoň částečně rozpustný ve vodě“ znamená, že rozpustnost je alespoň 5 g na 100 ml vodného roztoku. Ve výhodném provedení sestává základní ve vodě rozpustná složka z polyethylenglykolu, polyethylenoxidu, polyvinylacetatu, polyvinylalkoholu, polyvinylpyrrolidonu, polyethyloxazolinu, blokových kopolymerů polyethylenoxidu a polypropylenoxidu, polysacharidů nebo sacharidů jako kyselina hyaluronová, dextran, heparinsulfat, chondroitinsulfat, heparin nebo alginat, dále proteinů jako želatina, kolagen, albumin nebo ovalbumin.
Hydrofilní (tj. ve vodě rozpustné) složky jsou obecně adhezivní ke tkáni. Hydrofílní i hydrofobní polymery zahrnující velké množství nechráněných karboxylových skupin jsou adhezivní ke tkáni nebo bioadhezivní. K polymeru se mohou vázat i ligandy jako RGD peptidy nebo lektiny, které se váží k molekulám cukrů, což zvyšuje adhezi ke tkáni.
Degradabilní složky
Nejpoužívanějšími biodegradabilními materiály pro různá použití od nástrojů k uzavírání (sutury a svorky) až po systémy dodávání léčiv (americký patent číslo 4 741 337 Smith a kol., dále Spilizewski a kol. (1985) J. Control. Rel. 2:197-203) jsou polyestery (Holland a kol. (1986) Controlled Release, 4:155-180) α-hydroxykyselin (např. kyselina mléčná, glykolová). Kromě poly(hydroxykyselin) biodegradují některé další polymery jako polyanhydridy a polyorthoestery, jejichž výhoda spočívá v labilních spojeních v páteři molekul - viz Domb a kol. (1989) Macromolecules 22:3200; Heller a kol. (1990) Biodegradable Polymers as Drug Delivery Systems; Chasin, M. a Langer, R., Eds., Dekker,
| 99 | 99 | 99 | 99 | a | |||
| • · · | 9 | 9 | * | 9 9 | 9 | « | 99 |
| • · | 9 | 9 | 99 | 9 | • | 9 | |
| « | |||||||
| • 9 | 9 | 9 | • | • 9 | 9 | • | 9 |
| 99 9 | 9 9 | 9 9 | 9 9 | 99 | 99 9 |
New York, 121-161. Byly syntetizovány i poly(aminokyseliny), neboť polymery degradující na materiály vyskytující se v přírodě jsou žádoucí pro použití in vivo - viz Miyake a kol.,
1974.
Dobu nutnou pro degradaci polymeru lze upravit výběrem vhodných monomerů. Rychlost degradace ovlivňují i rozdíly v krystalické struktuře. Z důvodu relativně hydrofobní povahy těchto polymerů dojde ke ztrátě aktuální hmoty, pouze když jsou oligomemí fragmenty dostatečně malé, aby byly rozpustné ve vodě. Počáteční molekulová hmotnost polymeru tedy takto ovlivňuje rychlost degradace.
Biodegradabilní složky jsou s výhodou hydrolyzovatelné za podmínek in vivo. Hydrolyzovatelné složky jsou polymery nebo oligomery glykolidů, laktidů, ε-kaprolaktonu, dalších oc-hydroxykyseliny a další biodegradabilní polymery, které dávají vznik netoxickým materiálům nebo materiálům přítomným v těle jako normální metabolity. Výhodné poly(oc-hydroxykyseliny) jsou kyselina polyglykolová, poly(D,L-mléčná) a poly(L-mléčná). další výhodné materiály zahrnují poly(aminokyseliny), polyanhydridy, poly(orthoestery) a poly(fosfoestery). Vhodné jsou např. i polylaktony jako poly(s-kaprolakton), poly(ó-valerolakton) a poly(y-butyrolakton).
Biodegradabilní složky lze vytvořit i z polymerů nebo monomerů za použití vazeb podléhajících biodegradaci enzymy, např. esterových, peptidových, anhydridových, orthoesterových a fosfoesterových vazeb. Známým degradabilním materiálem biologického původu je např. zesítěná želatina. Jako biodegradabilní bobtnavý polymer pro biomedicínské účely byla použita i zesítěná kyselina hyaluronová - viz americký patent číslo 4 987 744 della Valle a kol. a americký patent číslo 4 957 744 - della Valle a kol. (1991) Polym. Mater. Sci. Eng., 62-.731-135).
Biodegradabilní hydrogely
Bylo popsáno množství polymerů obsahujících ve vodě rozpustné i biodegradabilní složky: Sawhney a kol. (1990) J. Biomed. Mater. Res. 24:1397-1411 popisují kopolymerizaci laktidu, glykolidů a ε-kaprolaktonu s PEG, což zvyšuje hydrofílitu a rychlost degradace. V americkém patentu číslo 4 716 203 popisují Casey a kol. (1987) syntézu blokového kopolymeru PGA-PEG-PGA s obsahem PGA 5 až 25 hmotn. %. V americkém patentu číslo 4 • 99 *9 99·· • · · 9 9 ♦ 9 · 9·
9 · 9 9 99 99
9 9 »99« · 99
9 94 99 99 99«··
716 203 popisují Casey a kol. (1987) též syntézu diblokových kopolymerů PGA-PEG s obsahem PGA 5 až 25 hmotn. %. V americkém patentu číslo 4 526 938 (Churchill a kol., 1985) jsou popsány nezesítěné materiály s molekulovou hmotností větší než 5000 založené na podobných přípravcích s PEG, ačkoliv tyto materiály nejsou rozpustné ve vodě. Cohn a kol. (1988) J. Biomed. Mater. Res. 22:993-1009 popisuje kopolymery PLA-PEG, které bobtnají ve vodě až do 60 hmotn. %; tyto polymery také nejsou ve vodě rozpustné a nejsou zesítěné. Rysy společné těmto materiálům jsou ty, že tyto materiály obsahují jak ve vodě rozpustné, tak degradabilní polymery, že jsou nerozpustné ve vodě a že bobtnají až do 60 hmotn. %.
V americkém patentu číslo 5 410 016 (25. duben 1995, Hubbel a kol.) jsou popsány materiály založené na polyethylenglykolu (PEG), které jsou vysoce biokompatibilní a termorezistentní s krátkými polylaktidovými zakončeními, což umožňuje biodegradaci, a akrylátovými zakončeními, což umožňuje rychlou fotopolymerizaci bez znatelné produkce tepla. Tyto materiály jsou modifikovány za vzniku hydrogelů, které uvolňují nebo produkují NO.
Polymerizovatelné složky jsou oddělené alespoň jednou degradabilní složkou, což usnadňuje uniformní degradaci in vivo. Existuje několik variací takových polymerů. Polymerizovatelné složky lze např. připojit buď přímo k degradabilním zakončením, nebo nepřímo přes ve vodě rozpustné nedegradabilní součásti, takže polymerizovatelné složky jsou odděleny degradabilní součástí. Pokud např. makromemí přípravek obsahuje jednoduchou ve vodě rozpustnou složku připojenou na degradabilní složku, jedna polymerizovatelná složka je připojena na ve vodě rozpustnou složku a druhá na degradabilní zakončení nebo složku. V jiném provedení tvoří ve vodě rozpustná složka centrální jádro makromemího přípravku a toto jádro má k sobě připojeny alespoň dvě degradabilní složky. K těmto degradabilním složkám jsou připojeny alespoň dvě polymerizovatelné složky tak, že se při degradaci polymerizovatelné složky oddělí, a to zvláště ve formě polymerizovaného gelu. Pokud je naopak centrální jádro makromemího přípravku tvořeno degradabilní složkou, jsou k jádru připojeny alespoň dvě ve vodě rozpustné složky a ke každé ve vodě rozpustné složce jsou připojeny polymerizovatelné složky. Po vytvoření gelu a vystavení degradačním podmínkám in vivo je výsledek zesítění tentýž.
V jiném provedení má makromemí přípravek ve vodě rozpustnou páteř a k ní připojenou degradabilní složku. K degradabilním složkám jsou připojeny alespoň dvě polymerizovatelné složky, takže se při degradaci oddělí a výsledkem je rozpuštění gelového ·· ·· • · · • · ·· '4 • ·· • té· • ·· ί ·· • ··
4···· • · · · ·(* ·· ♦ · ·
Μ 1»·· produktu. V jiném provedení se makromemí páteř tvoří z nedegradabilní páteře, která obsahuje ve vodě rozpustné složky jako větve nebo štěpy připojené k degradabilní páteři. K větvím nebo štěpům rozpustným ve vodě jsou připojeny dvě nebo více polymerizovatelných složek. V jiném provedení má. tato páteř tvar hvězdy a někdy obsahuje ve vodě rozpustnou složku, biodegradabilní složku nebo ve vodě rozpustnou složku, která je zároveň biodegradabilní. V tomto obecném provedení obsahuje páteř tvaru hvězdy buď ve vodě rozpustné, nebo biodegradabilní větve nebo štěpy, k nimž jsou připojeny polymerizovatelné složky. Tyto polymerizovatelné složky musí být opět v nějakém bodě odděleny degradabilní složkou.
Polymerizovatelné skupiny
Polymerizovatelné skupiny polymerizují fotoiniciací volné generace radikálů, nejvýhodněji ve viditelné nebo dlouhovlnné ultrafialové oblasti. Výhodné polymerizovatelné složky jsou akrylaty, diakrylaty, oligoakrylaty, dimethakrylaty, oligomethakrylaty nebo jiné biologicky přijatelné fotopolymerizovatelné skupiny. Výhodný terciární amin je triethanolamin.
Vhodné fotoiniciátory jsou takové, které lze použít pro polymerizaci makromerů volnou radikálovou generací bez cytotoxicity a v rámci krátkého časového úseku - minut a nejvýhodněji vteřin. Barviva vhodná pro iniciaci dlouhovlnným UV zářením jsou ethyleosin,
2,2-dimethoxy-2-fenylacetofenon, další acetofenonové deriváty a kamforchinon. Ve všech případech je u kopolymerů zesítění a polymerizace iniciováno iniciátorem polymerizace volnými radikály aktivovaným světlem jako 2,2-dimethoxy-2-fenylacetofenon nebo směs ethyleosinu (10'4-l02 mM) a triethanolaminu (0,001 až 0,1 M).
Výběr fotoiniciátoru je velmi závislý na fotopolymerizovatelných složkách. Pokud např. makromer obsahuje alespoň jednu dvojnou vazbu uhlík-uhlík, absorpce světla barvivém způsobí vznik tripletového stavu, který následně reaguje s aminem za vzniku volného radikálu, který iniciuje polymerizaci. Barviva vhodná pro použití s těmito materiály zahrnují eosinové barvivo a iniciátory jako 2,2-dimethyl-2-fenylacetofenon,
2-methoxy-2-fenylacetofenon a kamforchinon. Za použití těchto iniciátorů jsou kopolymery polymerizovány in šitu např. dlouhovlnným UV zářením nebo laserovým zářením o vlnové délce 514 nm.
Λ * • ·
Iniciace polymerizace se provádí ozářením zářením o vlnové délce 200 až 700 nm, výhodněji v oblasti dlouhovlnného UV záření nebo viditelného záření, 320 mn a více, nejvýhodněji v oblasti 514 až 365 nm.
Pro iniciaci polymerizace lze použít několik barviv, která podléhají fotooxidaci nebo fotoredukci. Tato barviva zahrnují akridinová barviva, např. akriblarin; thiazinová barviva, např. thionin; xanthinová barviva, např. bengálská červeň; dále fenazinová barviva, např. methylenová modř. Používají se s kokatalyzátory, jako jsou aminy, např. triethanolamin, sloučeniny síry, např. RSO2R.1, heterocykly, např. imidazol, enolaty, organokovové sloučeniny a další sloučeniny jako N-fenylglycin. Další iniciátory zahrnují kamforchinony a deriváty acetofenonu.
Lze použít iniciátorový systém teplotní polymerizace. Tyto systémy jsou nestabilní při 37 °C a iniciují polymerizaci volnými radikály za fyziologických teplot; je to např. persíran draselný, buď bez, nebo s přídavkem tetramethylethylendiaminu; benzoylperoxid bez přídavku triethanolaminu nebo s ním; persíran amonný s disiřičitanem sodným.
Kromě fotoiniciace lze použít i další způsoby chemické iniciace. Tyto způsoby zahrnují např. schémata iniciace vodou a aminem s isokyanatem nebo isothiokyanatem za přítomnosti makromerů jako polymerizovatelných složek.
Výhodná provedení
Ve výhodném provedení jsou polymerní materiály biodegradabilní a polymerizovatelné makromemí přípravky jsou alespoň zčásti rozpustné ve vodě. První makromer obsahuje alespoň jednu ve vodě rozpustnou složku, alespoň jednu složku nesoucí NO a alespoň jednu složku polymerizovatelnou volnými radikály. Druhý makromer obsahuje alespoň jednu ve vodě rozpustnou složku a alespoň dvě složky polymerizovatelné volnými radikály. Tyto složky jsou v některých provedeních ve vodě rozpustné a biodegradabilní. Makromemí přípravek je polymerizován expozicí polymerizovatelných složek volným radikálům generovaným např. fotosenzitivními chemikáliemi a barvivý.
Příklady těchto makromerů jsou PVA- nebo PEG-oligoglykolylakrylaty. Výběr vhodných koncových čepiček umožňuje rychlou polymerizaci a přeměnu na gel. Akrylaty jsou výhodné, protože je lze polymerizovat různými iniciačními systémy, např. eosinovým barvivém, krátkodobým vystavením UV nebo viditelnému záření. Centrální strukturní • · · · · · • · · · · · • · » · ·· jednotka (jádro) tvořená PEG nebo polyethylenglykolem je výhodná pro svou vysokou hydrofilitu a rozpustnost ve vodě, což je spojeno s její vysokou biokompatibilitou. Krátké oligo- nebo poly(a-hydroxykyseliny), např. kyselina polyglykolová, jsou vybrány jako vhodná zakončení řetězce, protože rychle degradují hydrolýzou esterové vazby, v tomto případě na neškodný metabolit kyselinu glykolovou. Ačkoliv je vysoce krystalická kyselina polyglykolová nerozpustná ve vodě a v nejběžnějších organických rozpouštědlech, makromerní přípravek jako celek je rozpustný ve vodě a lze jej rychle převést na biodegradabilní zesítěný gel, zatímco v kontaktu s tkání obsahující vodu se zvyšuje jeho tekutost. Takovou síťovou strukturu lze použít k zachycení a homogenní dispergaci léčiv a enzymů rozpustných ve vodě a k jejich dodávání kontrolovanou rychlostí. Dále je lze využít pro zachycování určitých suspenzí ve vodě nerozpustných léčiv. Další výhodná zakončení řetězce zahrnují kyselinu polymléčnou, polykaprolakton, polyorthoestery a polyanhydridy. Lze použít i polypeptidy. Tyto „polymerní“ bloky zahrnují dimemí, trimemí a oligomemí bloky.
PVA obsahuje mnoho navěšených hydroxylových skupin. Tyto hydroxylové skupiny snadno reagují za vzniku postranních řetězců, jako jsou např. různá zesíťovací činidla a donory oxidu dusnatého. PVA je rozpustný ve vodě a je vysoce biokompatibilní. Modifikace PVA spočívající v připojení methakrylatových skupin diacetalovou vazbou k těmto hydroxylovým skupinám a přídavku vhodného fotoiniciátoru umožňuje fotopolymerizaci PVA dlouhovlnným UV zářením za vzniku hydrogelů. V dalším výhodném provedení vzniká hydrogel z modifikovaných polyvinylalkoholových (PVA) makromerů, jako např. makromery popsané v amerických patentech 5 508 317; 5 665 840; 5 849 841; 5 932 674; 6 011 077; 5 939 489 a 5 807 927. Podle amerického patentu 5 508 317 jsou PVA prepolymery modifikovány zesítitelnými navěšenými skupinami, např. akrylovými skupinami obsahujícími nenasycené zesítitelné skupiny charakteru olefinů. Tyto makromery lze polymerizovat např. fotopolymerizaci nebo redoxní polymerizací volnými radikály. Výchozí polymery jsou zvláště deriváty polyvinylalkoholu nebo kopolymery vinylalkoholu obsahující např.
1,3-diolovou páteř. Zesítitelnou skupinu nebo další modifikátor lze připojit k výchozí polymerní kostře různými způsoby, např. pomocí určitého podílu 1,3-diolových jednotek modifikovaných za vzniku 1,3-dioxanu, který obsahuje radikál vhodný pro zesítění nebo další modifikátor v pozici 2. Další možností je esterifikovat určitý podíl hydroxylových skupin ve výchozím polymeru nenasycenou organickou kyselinou, přičemž tyto esterově vázané • · · · ·· · · · • · · · · · ···· • · · · ♦ ·· · •·· ·· ·· ·· · · ··· radikály obsahují zesítitelnou skupinu. Hydrofobní charakter těchto makromerů lze zvýšit nahrazením jedné navěšené hydroxyskupiny více hydrofobními substituenty. Vlastnosti makromerů, jako např. hydrofobní charakter, lze též modifikovat inkorporací komonomeru v páteři makromerů. Makromery lze modifikovat zesítěním navěšených skupin i jinými způsoby.
b) Skupiny NO nebo modulační sloučeniny
Počet molekul produkujících NO za fyziologických podmínek (donory NO) bylo určeno a zhodnoceno in vitro i in vivo. Tyto molekuly zahrnují S-nitrosothioly, organické nitráty a komplexy NO s nukleofily. L-arginin je donor NO, neboť je substrátem NO- synthasy; podání L-argininu tak zvyšuje endogenní produkci NO a vyvolává odpovědi podobné těm vyvolávaným většinou donorů NO. Další donory NO zahrnují molsidomin, CAS754, SPM-5185 a SIN-1. Lze použít i další sloučeniny schopné produkovat a/ nebo darovat NO. Tyto sloučeniny zahrnují organické nitráty, nitrosylační sloučeniny, nitrosoestery a L-arginin.
Molekuly produkující, uvolňující nebo generující NO jsou s výhodou připojeny ke složkám obsahujícím nukleofily a/ nebo thioly jako S-nitrosothioly schopné vytvářet komplex sNO.
c) Profylaktická, terapeutická a diagnostická činidla
Polymerní materiály lze použít i pro dodávání léčiv, s výhodou pro lokalizované uvolňování profylaktických, terapeutických nebo diagnostických činidel v místě, kde jsou potřeba, ačkoliv polymerní materiály lze nasytit činidlem pro uvolňování v celém systému. Tato činidla zahrnují proteiny nebo peptidy, polysacharidy, nukleové kyseliny a jednoduché organické molekuly, jak přírodní, tak syntetické. Reprezentativní materiály zahrnují antibiotika, antivirová a antifungální činidla, protizánětlivé (steroidní nebo nesteroidní) hormony, růstové faktory, cytokiny, neuroaktivní činidla, vasokonstriktory a další molekuly podílející se na reakcích kardiovaskulárního systému, enzymy, antineoplastická činidla, lokální anestetika, antiangiogenní činidla, protilátky, léčiva ovlivňující reprodukční orgány a oligonukleotidy jako protisměrné oligonukleotidy. Diagnostický materiál může být
• · · · • ♦ · ♦· • · ·· · • · · · ·· · • · · ·· • · · · radioaktivní, navázaný na chromogenní substrát nebo jej může štěpit nebo může být detegovatelný ultrazvukem, rentgenovým zářením, MRI nebo jiným standardním zobrazovacím postupem.
Tato činidla lze smísit s makromerem těsně před polymerizací, vnést do polymeru nebo na něj nebo připojit k makromeru těsně před polymerizací nebo během ní, kovalentně nebo iontově, takže činidlo se uvolňuje degradací (enzymatickou nebo hydrolytickou) nebo difusí v místě působení polymeru.
2. Způsoby použití
a) Potahové materiály, filmy, mikročástice
Ačkoliv jsou zde polymerní materiály popsány především s ohledem na ošetření in vivo, je zřejmé, že je lze použít i v buněčné kultuře, na substrátech buněčné kultury nebo jako potahové materiály na lékařské implantáty nebo nástroje jako stent nebo katétr a že je lze připravit standardními postupy ve formě mikročástic nebo jiných typů přípravků, které lze použít a podávat pacientovi.
b) Terapeutické využití
Polymerní materiály schopné uvolňovat fyziologická množství NO po delší časové úseky lze podávat na místa na nebo v pacientovi, a tím ho ošetřit. Reprezentativní poruchy nebo potíže , které lze léčit působením NO, zahrnují opakovanou stenózu, trombózu, astma, léčbu zranění, artritidu a poruchy erekce penisu nebo sexuální poruchy u žen. Materiál se typicky podává jako makromemí roztok a polymerizuje in šitu, ačkoliv polymerizací lze iniciovat těsně před podáním.
Léčba zranění
Přípravky jsou zvláště vhodné pro léčbu všech typů zranění včetně popálenin, pooperačních zraněních a otevřených zranění nohy. Obecně existují tři typy otevřených zranění nohy nazývané vředy: venózní městnavé vředy, vyskytující se obvykle u starších lidí se sedavým způsobem života, když se krev tekoucí do nohou zpomaluje; dekubitální vředy
Μ··· ···» · · · • · ··· ·· ··· · · ··· ···· · · ·
..... ·· ·· .....
neboli proleženiny, objevující se u lidí připoutaných na lůžko a neschopných pravidelně měnit polohu; diabetické vředy nohou, způsobené špatným krevním oběhem v nohách. Vinou stárnutí populace vznikne patrně zanedlouho větší požadavek účinné a neinvazivní léčby zranění.
Výraz „zranění“ ve významu použitém v tomto textu se vztahuje na všechny typy zranění tkání včetně zranění způsobených chirurgickým zákrokem a traumatem, spálenin i zranění způsobených akutními nebo chronickými stavy, např. ateroskleróza nebo diabetes.
Léčba opakované stenózy
Výhodným provedením je způsob snížení účinků opakované stenózy na pacienty po chirurgickém zákroku. Tento způsob zahrnuje potažení povrchu artérie vodným roztokem iniciátoru polymerizace volnými radikály aktivovaného světlem a makromerů. Potažená artérie je vystavena ozáření laserem s xenonovou výbojkou, což vede k polymerizaci makromerů. Když vznikne nově zpolymerizovaný makromer, fyziologické podmínky v artérii indukují uvolňování NO. Toto uvolňování bude po delší časové období omezeno výhradně na danou oblast.
Prevence adhezí po chirurgickém zákroku
Výhodným provedením je způsob snížení vzniku adhezí u pacienta po chirurgickém zákroku. V jednom provedení zahrnuje způsob potažení poškozených povrchů tkáně pacienta vodným roztokem iniciátoru polymerizace volnými radikály aktivovaného světlem a roztokem makromerů, jak je popsáno výše. Potažené povrchy tkáně jsou vystaveny záření dostatečnému pro polymerizaci makromerů. Iniciátor polymerizace volnými radikály aktivovaný světlem je buď jedna sloučenina (např. 2,2-dimethoxy-2-fenylacetofenon), nebo směs barviva a kokatalyzátoru (např. ethyleosin a triethanolamin).
Tkáňová adheziva
Dalším použitím polymerů je způsob adheze povrchů tkání u pacienta. V jednom provedení se makromer smísí s fotoiniciátorem nebo se směsí fotoiniciátoru a kokatalyzátoru • · ···· ·· · •·· ·· ·· ·· ·· ··· za vzniku vodné směsi a tato směs je nanesena na povrch tkáně, kde je požadována adheze. Povrch tkáně se uvede do kontaktu s tkání, k níž má přilnout, a vznikne spojení tkání. Spojení tkání je pak ozářeno, až makromery zpolymerizují.
Potažení tkání
Ve zvláště výhodném provedení se na povrch tkáně nanese ultratenká vrstva potažení, nejvýhodněji do lumen tkáně, jako je krevní céva. Tato potažení lze použít při léčbě nebo prevenci opakované stenózy, abruptního uzavření nebo angiospasmu po zásahu do cévního systému. Iniciátor se nanese na povrch tkáně, ponechá se reagovat, adsorbovat nebo navázat na tkáň, nenavázaný iniciátor se odstraní zředěním nebo promytím a dále je nanesen a polymerizován. Tímto způsobem vznikne uniformní polymerní potažení o tloušťce 1 až 500 pm, nejvýhodněji 20 pm, které nevyvolává trombózu ani lokální zánět.
Podpory tkáně
Polymerní materiály lze použít pro vytvoření podpory tkáně, a to vytvořením tvarovaných předmětů v těle sloužících jako mechanická opora. Tyto podpory zahrnují uzávěry pro krvácející orgány, uzávěry pro defekty kostí a výplně vaskulámích aneuryzmů, dále zúžení na držení orgánů, cévy nebo trubičky, které zachovávají danou pozici po řízenou dobu.
Řízené dodávání léčiv
Jak je uvedeno výše, polymerní materiály lze použít jako nosiče biologicky aktivních materiálů jako terapeutických, profylaktických nebo diagnostických činidel včetně hormonů, enzymů, antibiotik, antineoplastických činidel a buněčných suspenzí. Polymerní materiál lze použít pro dočasné zachování funkčních vlastností uvolňovaného činidla i pro zajištění prodlouženého řízeného uvolňování činidla do lokálních tkání nebo systémového oběhu.
Podle variace na způsob řízeného dodávání léků zahrnující smíšení činidla s makromerním roztokem následně polymerizováným in šitu jsou makromery polymerizovány biologicky aktivními materiály za vzniku mikročástic nebo nanočástic s obsahem biologicky «· ·♦ ·· ·· • · ··♦· · * · • 9 · 9 ···9
9 9 9 9 99
99 99999 aktivního materiálu. Makromer, fotoiniciátor a činidlo určené pro enkapsulaci jsou smíchány ve vodné směsi. Částice směsi vznikají za použití standardních technik, např. vmícháním do oleje za vzniku emulze, vytvořením kapek v oleji za použití trysky nebo vytvořením kapek ve vzduchu za použití trysky. Suspenze nebo kapky jsou ozářeny zářením vhodným pro fotopolymerizaci makromeru.
Tyto materiály jsou zvláště výhodné pro řízené dodávání hydrofilních léků, neboť složky polymeru rozpustné ve vodě umožňují přístup vody k materiálům zachyceným v polymeru. Je také možné polymerizovat makromerní přípravek obsahující zachycený materiál bez vystavení tohoto materiálu organickým rozpouštědlům. K uvolnění dojde difúzí materiálu z polymeru těsně před degradací a/ nebo difúzí materiálu z polymeru ve chvíli degradace, což závisí na charakteristické velikosti pórů v polymeru, která je dána molekulární hmotností spojů způsobujících zesítění a jejich hustotou. Deaktivace zachyceného materiálu je snížena díky imobilizaci a protektivnímu účinku gelu a lze se vyvarovat katastrofických důsledků prasknutí spojených s ostatními systémy řízeného uvolňování. Když je zachyceným materiálem enzym, může být v zachyceném stavu vystaven substrátu za předpokladu, že rozměry gelu jsou zvoleny tak, že substrát může gelem proniknout. Degradace gelu usnadňuje řízené uvolňování volných makromolekul in vivo postupnou hydrolýzou koncových esterových vazeb.
Příklady provedení vynálezu
Jak je demonstrováno v příkladech 1 až 3, byly připraveny tři třídy polymerů založených na PEG produkujících NO a jejich rychlostní konstanty uvolňování NO byly stanoveny in vitro za fyziologických podmínek. Biologická reakce na vhodné materiály byla stanovena in vitro za použití kultur buněk hladkého svalu a endoteliálních buněk a in vivo za použití krysího modelu zranění krční tepny, který je podobný opakované stenóze u člověka. Materiály zahrnují blokové kopolymery BAB polyethylenglykolu (A) s polycysteinem (B), které reagují s NaNO2 za vzniku S-nitrosothiolů, dále blokové kopolymery BAB polyethylenglykolu (PEG) (A) a diethylentriaminu (DETA) (B), které reagují s plynným NO za vzniku komplexů nukleofil-NO, a blokové kopolymery BAB polyethylenglykolu (A) a polylysinu (B), které reagují s plynným NO za vzniku komplexů nukleofil-NO. Všechny * ·· 9 9 99
9 9 9 9 99
9 9 9 999 ^ 9 9 9 9 9 9 9 99
999 99 99 99 99 9·9 polymery jsou zakončeny reaktivními akrylatovými skupinami, což umožňuje rychlou fotopolymerizaci in šitu.
U těchto materiálů se očekává dobrá biokompatibilita, pokud biokompatibilní ve vodě rozpustný polymer jako PEG tvoří většinu materiálu a má dostatečně vysokou molekulovou hmotnost, a schopnost pomalé biodegradace díky přítomnosti dvou esterových a dvou amidových vazeb v každém polymemím řetězci. Tyto tři materiály byly vybrány pro svou velice rozdílnou kinetiku uvolňování zachyceného léčiva: komplexy nukleofil-NO uvolňují NO po dobu až 5 týdnů (Smith a kol. (1996) J. Med. Chem., 39:1148-56), zatímco poločas života S-nitrosocysteinu je 0,023 hodin (Mathews a kol. (1993) J. Pharmacol. Exp. Therap., 267:1529-37). Množství NO produkované těmito kopolymery lze modifikovat změnou poměru polyethylenglykolu (PEG) ku cysteinu nebo lysinu.
Výhodou těchto makromemích přípravků je schopnost rychlé polymerizace ve vodném prostředí. Na tkáni in šitu lze tak vytvořit semipermeabilní biodegradabilní filmy nebo membrány s přesnou konformací, které slouží jako biodegradabilní bariéry, nosiče pro živé buňky nebo další biologicky aktivní materiály a jako chirurgická adheziva. Polymer vykazuje výbornou biokompatibilitu, jak je vidět na minimálním přerůstání vlákny na implantovaných vzorcích. Hydrogely pro zvolené modely byly převedeny na gel in sítu z prekurzorů rozpustných ve vodě krátkou expozicí dlouhovlnnému UV záření (LWUV) za vzniku interpenetrační sítě hydrogelu s proteinovými a glykosaminoglykanovými složkami tkáně.
Jak je popsáno v příkladech 4 a 5, byly připraveny tři typy hydrogelů PVA a bylo na nich demonstrováno uvolňování NO a zachyceného léčiva (bFGF): hydrogely PVA-NH2-NO; hydrogely PVA-Cys-NO; hydrogely PVA-NO-bFGF, Výsledky jsou podobné výsledkům hydrogelů založených na PEG.
Příklad 1: Syntéza makromerů a hydrogelů PEG-Cys-NO
Jak je vidět z obr. 1, reakcí polyethylenglykol-N-hydroxysukcinimidmonoakrylatu (ACRL-PEG-NHS, molekulová hmotnost 3400, komerčně dostupný od společnosti Shearwater Polymers, Huntington, USA) a L-cysteinu v molámím poměru 1:2 v 50mM hydrogenuhličitanovém pufru (pH 8,5) po dobu 2 hodin vznikl polymer akryloyl-PEG-Cys-NO; produkt byl dialyzován membránou z esteru celulosy (mezní molekulová hmotnost 500,
Spectrum Labs, Laguna Hills, USA) ve vodě a lyofilizován. Analýza kopolymeru akryloylPEG-Cys byla provedena za použití gelové permeační chromatografie (GPC) s výpamým detektorem světelné disperze a UV detektorem při 260 nm (Polymer Laboratories, Amherst, USA). Syntéza kopolymeru akryloyl-PEG-Cys byla potvrzena posunem v poloze píku výpamého detektoru světelné disperze. Kopolymer pak reagoval s ekvimolámím množstvím NaNC>2 při pH 2 a 37 °C po dobu 20 minut za vzniku S-nitrosocysteinu. Konverze thiolových skupin na S-nitrosothioly byla měřena za použití Ellmanova uspořádání (Hermanson (1995) Bioconjugate Techniques, San Diego, CA Academie Press; 88-90). Po úpravě pH roztoku na 7,4 byl polymer akryloyl-PEG-Cys-NO začleněn do fotopolymerizovatelných hydrogelů smíšením s PEG-diakrylatem (molekulová hmotnost 3400) v molámím poměru 1:10 ve vodném roztoku s 1500 ppm 2,2-dimethoxy-2-fenylacetofenonu jako iniciátoru dlouhovlnným UV zářením. Ve směsi bylo přítomno 0,15 obj. % N-vinylpyrrolidonu jako rozpouštědla pro fotoiniciátor. Expozicí UV záření (365 nm, 10 mW/cm ) bylo dosaženo zesítění polymeru a výsledné konverze na hydrogel (Sawhney a kol. (1993) Macromol 26:581-7).
Příklad 2: Syntéza makromerů a hydrogelů PEG-Lys5-NO
Jak je vidět z obr. 2 týkajícího se hydrogelů akryloyl-PEG-Lyss-NO, kopolymer ACRL-PEG-NHS (molekulová hmotnost 3400, Shearwater Polymers) a poly-L-lysinu (5 podjednotek) byl syntetizován reakcí příslušných komponent v ekvimolámím poměru v 50mM hydrogenuhličitanu sodném (pH 8,5). Výsledný kopolymer byl analyzován GPC, pak byl rozpuštěn ve vodě a zreagoval s plynným NO v evakuovaném reaktoru za vzniku komplexů NO-nukleofil s aminoskupinami na postranních skupinách lysinu. Míra konverze aminoskupin na komplexy NO-nukleofil byla měřena za použití ninhydrinového stanovení a zesítěné hydro gely vznikly, jak je popsáno v příkladu 1.
Příklad 3: Syntéza makromerů a hydrogelů PEG-DETA-NO
Diethylentriamin (DETA, Aldrich, Milwaukee, USA) zreagoval s ACRL-PEG-NHS (molekulová hmotnost 3400, Shearwater Polymers) v ekvimolámím poměru v 50mM hydrogenuhličitanovém pufru (pH 8,5), produkt byl lyofilizován a analyzován pomocí GPC, ·· φφ Φ· • 9 Φ Φ · ·*
Φ Φ · · ♦ ·· • · · · · 9 · ··· ··· ·· ΦΦ ΦΦ ·· ♦♦· jak je uvedeno výše. Kopolymer byl pak rozpuštěn ve vodě, zreagoval s plynným NO za vzniku komplexů NO-nukleofil, jak je popsáno u polymeru PEG-Lyss-NO, a ninhydrinovým stanovením byl určen obsah aminoskupin. Polymer PEG-DETA-NO byl lyofilizován a fotopolymerizován za vzniku hydrogelů, jak je popsáno výše. Celý postup je znázorněn na obr. 3.
Příklad 4: Syntéza makromerů a hydrogelů PVA-NH2-NO
Polyvinylalkohol (Hoechst, Mowiol 4-88) byl rozpuštěn ve vodě a za stálého míchání v baňce s kulatým dnem zahřán na 95 °C. Po jedné hodině byl roztok ochlazen na teplotu místnosti a byla přidána zesíťovací acetálová skupina, methakrylamidoacetaldehyddimethylacetál (NAAADA). Dále byl přidán acetál aminu, γ-aminobutyraldehyddiethylacetál a směs byla okyselena ledovou kyselinou octovou a 37% HC1. Směs byla míchána 9 hodin za teploty místnosti a pak bylo pH upraveno na 3,6 za použití triethylaminu. Aby byl polymer purifikován, byl roztok přefiltrován přes celulosovou membránu (molekulová hmotnost 3000) proti vodě o 6,5krát větším objemu, než byl objem polymemího roztoku. Koncentrace polymeru byla upravena diafiltrací na 22 obj. % a pH bylo upraveno 1M NaOH na 7,4. Koncentrace aminoskupin v polymeru byla stanovena ninhydrinovým stanovením.
Pro přípravu donoru NO připojeného k PVA-NH2 byl neutralizovaný polymer modifikovaný aminoskupinami umístěn do baňky s kulatým dnem s uzavíratelným kohoutem. Baňka byla evakuována a sycena plynným NO, až bylo dosaženo žádoucí konverze aminů na komplexy NO-nukleofil. Hydrogely zesítěné ozářením vznikly z PVA-NH2-NO přídavkem 0,1% fotoiniciátoru IRGACURE™ 2959 (Ciba-Geigy) - jedná se o obj. % celkového objemu roztoku - a následnou expozicí UV záření (2 mW/cm2, 360 nm) po dobu 30 s. Přídavek fotoiniciátoru změnil konečnou koncentraci polymeru na 20 obj. %.
Příklad 5: Syntéza makromerů a hydrogelů PVA-Cys-NO
Polymer PVA-NH2 byl připraven výše uvedeným postupem. Koncová aminoskupina cysteinu byla acetylována acetanhydridem a koncová karboxylová skupina cysteinu byla připojena k polymeru PVA-NH2 využitím systému EDAC, který je rozpustný ve vodě.
;··**· · ♦ · i·*....... · • ·· ··** ♦ ♦ · ··· · · ·· ·· ·· ···
Výsloedný polymer PVA-Cys byl purifíkován diafíltrací a jeho koncentrace byla upravena na 22 obj. %. Polymer PVA-Cys-NO vznikl přidáním ekvimolámího množství dusitanu sodného ke zbytkům cysteinu, úpravou pH na 2 a inkubací při 37 °C po dobu 15 minut. Míra přeměny cysteinu na Cys-NO byla stanovena Ellmanovou a Griessovou reakcí. Fotoiniciátor 2,2-dimethyl-2-fenylacetofenon byl rozpuštěn v N-vinylpyrrolidonu v koncentraci 600 mg/ml a přidán k polymernímu roztoku (0,1 obj. % celkového objemu roztoku). Polymer byl zesítěn expozixí UV záření po dobu 30 s a přemístěn do solanky pufrované HEPES pufrem, pH 7,4, 37 °C.
Příklad 6: Syntéza hydrogelů PVA-NO-bFGF
Při přípravě hydrogelů PVA-NO-bFGF byl pro přípravu polymeru PVA-NO použit výše uvedený postup. Hned po expozici UV záření byl k polymernímu roztoku přidán roztok 25 pg/ml bFGF a směs byla dobře promíchána. Gely byly zesítěny výše uvedeným postupem a uchovány v solance pufrované HEPES pufrem, pH 7,4, 37 °C.
Příklad 7: Uvolňování NO z hydrogelů
Po výše popsané přípravě a fotopolymerizaci byly hydrogely uvolňující NO zváženy a uchovány v solance pufrované HEPES pufrem, pH 7,4, 37 °C. V pravidelných časových intervalech byly odebírány vzorky pufru a nahrazeny čerstvým pufrem. Tyto vzorky byly pak analyzovány na obsah dusitanu kolorimetrickým stanovením založeným na Griessově reakci.
Byla studována i kinetika uvolňování NO z hydrogelů uchovávaných v pufru při různých hodnotách pH, aby byly zjištěny případné podmínky skladování hydrogelů. Při pH v kyselé oblasti bylo uvolňování NO z hydrogelů značně inhibováno.
Uvolňování NO z hydrogelů akryloyl-PEG-Lyss-NO je znázorněno na obr. 4.
Uvolňování NO z hydrogelů akryloyl-PEG-DETA-NO je znázorněno na obr. 5. Uvolňování NO z hydrogelů akryloyl-PEG-Cys-NO je znázorněno na obr. 6.
φφ
• φ · φ φ φ φφφ · φ·φ φ« ·
Příklad 8: Uvolňování NO a bFGF z hydrogelů PVA-NO-bFGF
Míra uvolňování NO z hydrogelů PVA-NO-bFGF připravených postupem popsaným v příkladu 6 byla stanovena stejným postupem jako v příkladu 7 a je znázorněna na obr. 7A. Uvolňování bFGF bylo kvantifikováno systémem BCA (Pierce Chemicals) a je znázorněno na obr. 7B. Uvolňování NO trvá déle než 12 hodin, zatímco růstový faktor se kompletně uvolní za 5 hodin.
Příklad 9: Účinek makromerů uvolňujících NO na kultury buněk hladkého svalu: proliferace a životaschopnost
Pro stanovení schopnosti materiálu snižovat proliferaci buněk hladkého svalu po vaskulárním zranění byla kultura buněk hladkého svalu pěstována v přítomnosti materiálů uvolňujících NO a byly stanoveny účinky těchto materiálů na buňky. Buňky hladkého svalu byly izolovány z krys Wistar-Kyoto (pasáž 11-15, T. Scott-Burden) a pěstovány v minimálním základním médiu obsahujícím 10% FBS, 2mM L-glutamin, 500 jednotek penicilinu a streptomycin v koncentraci 100 mg/1, při 37 °C v prostředí 5% CO2. Buňky byly vysety na 24 misek na tkáňovou kulturu (Becton Dickinson, Franklin Lakes, USA) v hustotě 10 000 buněk/cm2. Do média na miskách byly 1 den po výsevu přidány donory NO v rozpustné formě, nebo ve formě hydrogelů. Po 4 dnech kultivace bylo množství buněk stanoveno přípravou buněčných suspenzí s trypsinem a spočítáním 3 vzorků z každé skupiny za použití počítače Coulter (multisizer #0646, Coulter Electronics, Hialeah, USA).
Účinky donorů NO v roztoku na proliferaci buněk hladkého svalu byly stanoveny křivkou odpovědi na dávku NO, kde byly buňky kultivovány s řadou koncentrací donorů NO (ΙμΜ až lOmM), aby byly určeny vhodné dávky pro studium hydrogelů. Komplexy NOnukleofíl (Lys-NO a DETA-NO) vznikly reakcí buď L-lysinu, nebo DETA s plynným NO ve vodě po dobu 24 hodin. Rozpustný polymer Cys-NO byl připraven reakcí ekvimolámího množství L-cysteinu s NaNO2 při pH 2 a 37 °C po dobu 20 minut. Všechny roztoky donorů NO byly upraveny na pH 7,4 těsně před přídavkem k buněčným kulturám.
Proliferace buněk hladkého svalu v přítomnosti kontrolních hydrogelů a hydrogelů produkujících NO byla měřena při optimální dávce NO, která byla stanovena výše popsaným způsobem. Hydrogely akryloyl-PEG-Lyss-NO, akryloyl-PEG-DETA-NO a • · ·
• ♦ · · ♦ ·· ·· ·♦ ·· • φ ♦ akryloyl-PEG-Cys-ΝΌ byly připraveny výše popsaným způsobem s tou výjimkou, že roztoky gelu byly sterilně přefiltrovány přes 0,2μπ\ injekční stříkačky s filtrem (Gelman Sciences, Ann Arbor, USA) těsně před přídavkem 2,2-dimethoxy-2-fenylacetofenonu. Jako kontrolní vzorky byly použity PEG-diakrylatové hydrogely bez obsahu NO donorů. Hydrogely byly fotopolymerizovány v inzertech v buněčné kultuře (velikost pórů 8 μιη, Becton Dickinson, Franklin Lakes, USA) a umístěny do média s kultivovanými buňkami.
Všechny tři hydrogelové donory NO významně inhibovaly růst buněk hladkého svalu (p < 0,000 1). Počet zbylých buněk hladkého svalu se blížil hustotě výsevu, která byla 10 až 15 % celkového konečného počtu kontrolních buněk ve všech pokusech.
Inhibice proliferace buněk hladkého svalu hydrogely akryloyl-PEG-Lyss-NO je znázorněna na obr. 8A, zatímco kontrolní roztok makromerů je znázorněn na obr. 8B. V obou případech byla významně inhibována buněčná proliferace.
Inhibice proliferace buněk hladkého svalu hydrogely komplexu akryloyl-PEG-DETA-NO-nukleofil je znázorněna na obr. 9A, zatímco kontrolní roztok makromerů je znázorněn na obr. 9B. V obou případech byla významně inhibována buněčná proliferace.
Inhibice proliferace buněk hladkého svalu hydrogely akryloyl-PEG-Cys-NO je znázorněna na obr. 10A, zatímco kontrolní roztok makromerů je znázorněn na obr. 10B. V obou případech byla významně inhibována buněčná proliferace.
Inhibice proliferace buněk hladkého svalu hydrogely akryloyl-PEG-Cys-NO, akryloylPEG-DETA-NO a akryloyl-PEG-Lys-NO v porovnání s kontrolním roztokem hydrogelu znázorněna na obr. 11. Všechny hydrogely produkující NO významně inhibovaly buněčnou proliferaci.
Příklad 10: Účinky makromerů uvolňujících NO na adhezi krevních destiček in vitro
Účinek uvolňování NO na adhezi krevních destiček byl zkoumán, aby byl stanoven význam těchto materiálů pro prevenci trombózy. Krev byla získána ze zdravého dobrovolníka venepunkcí a antikoagulována heparinem v množství 10 U/ml. Destičky a bílé krvinky byly fluorescenčně označeny mepakrinem v 10μΜ koncentraci. Byl připraven roztok 2,5 mg/ml kolagenu I v 3% ledové kyselině octové ve vodě a tento roztok byl aplikován na podložní skla • « po dobu 45 minut ve vlhkém prostředí za teploty místnosti. Výše uvedeným postupem byly připraveny hydrogely akryloyl-PEG-Cys-NO a PEG-diakrylatové hydrogely a inkubovány s celou značenou krví při 37 °C po dobu 30 minut. Hydrogely byly odstraněny a krev byla pak inkubována na podložních sklech potažených kolagenem po dobu 20 minut při 37 °C (2 skla na skupinu) a potom omyta HBS. Počty krevních destiček na jedno zorné pole při 40násobném zvětšení byly zjištěny ve čtyřech náhodně vybraných oblastech na každé desce fluorescenčním mikroskopem (Zeiss Axiovert 135, Thomwood, USA).
Fotografie krevních destiček vystavených kontrolním hydrogelům PEG-diakrylatu nebo akryloyl-PEG-Cys-NO demonstrují, že expozice hydrogelům produkujícím NO inhibuje adhezi krevních destiček na trombogenní povrchy. Podložní skla potažená kolagenem byla použita jako trombogenní povrch, k němuž by krevní destičky za normálních okolností adherovaly. Když byla krev inkubována s kontrolními PEG-diakrylatovými hydrogely, v jednom zorném poli bylo pozorováno 69,25 ± 4,46 (průměr ± směrodatná odchylka) adherujících krevních destiček. Tento počet se snížil na 7,65 ±6,16 destiček najedno zorné pole, když byla krev předem vystavena hydrogelům akryloyl-PEG-Cys-NO (p < 0,000 1).
Modifikace a variace zde popsaných způsobů a materiálů budou z výše uvedeného podrobného popisu a přiložených hodnot zřejmé odborníkům. Tyto způsoby a materiály jsou zahrnuty v patentových nárocích.
Průmyslová využitelnost
Předmětem vynálezu jsou činidla pro řízené uvolňování NO a/ nebo sloučenin ovlivňujících hladiny NO v určitém místě po místním nebo povrchovém podání, dále způsoby ošetření zánětlivých stavů pomocí hydrogelových materiálů uvolňujících po řízenou dobu sloučeniny stimulující hladiny NO v místě podání. Tyto materiály jsou biokompatibilní a s výhodou fotopolymerizovatelné. Používají se k ošetření potíží jako opakovaná stenóza, trombóza, astma, léčba zranění, artritida, poruchy erekce penisu nebo jiné stavy, kde hraje NO rozhodující roli.
Claims (1)
1. Biokompatibilní polymerizovatelný makromemí přípravek, vy zn ač uj í c í se tím, že obsahuje alespoň jednu složku nesoucí NO nebo sloučeninu ovlivňující NO, kde NO nebo sloučenina ovlivňující NO se uvolňují za fyziologických podmínek po polymerizaci z makromemího přípravku a kde makromery tvoří složku vybranou ze skupiny obsahující složky rozpustné ve vodě, složky adhezivní k tkáni a složky s polymerizovatelnou koncovou skupinou.
vyznačující se tím, že obsahuje složku rozpustnou ve vodě připojenou k degradabilní složce, alespoň jednu polymerizovatelnou složku připojenou ke složce rozpustné ve vodě a alespoň jednu polymerizovatelnou složku připojenou k degradabilní složce.
8. Biokompatibilní polymerizovatelný makromemí přípravek podle nároku 4, vyznačující se t í m, že degradabilní složka je centrální jádro, k němuž jsou připojeny alespoň dvě složky rozpustné ve vodě a ke každé složce rozpustné ve vodě je připojena alespoň jedna polymerizovatelná složka.
9. Biokompatibilní polymerizovatelný makromemí přípravek podle nároku 1, vyznačující se tím, že obsahuje složku rozpustnou ve vodě tvořící centrální jádro, k němuž jsou připojeny alespoň dvě degradabilní složky a k degradabilním složkám jsou připojeny alespoň dvě polymerizovatelné složky.
• 040« • 0 · · 0 00
4 · Φ ·4
4 0 0 0 0 ♦·
0 · · · Φ0
ΦΦΦ 0·0* w· «*·
Φ 00
Φ· ·0 • · Φ0
ΦΦ •
φ φ
φφφ
10. Biokompatibilní polymerizovatelný makromemí přípravek podle nároku 1, vyznačující se tím, že dále obsahuje terapeutická, profylaktická nebo diagnostická činidla vybraná ze skupiny obsahující proteiny, sacharidy, nukleové kyseliny, organické molekuly, anorganické molekuly, biologicky aktivní molekuly, buňky, tkáně, tkáňové agregáty a diagnostická činidla.
11. Biokompatibilní polymerizovatelný makromemí přípravek podle nároku 1, vyznačující se tím, že obsahuje alespoň jednu složku rozpustnou ve vodě, alespoň jednu složku nesoucí NO a alespoň jednu složku polymerizovatelnou volnými radikály.
12. Biokompatibilní polymerizovatelný makromemí přípravek podle nároku 11, vyznačující se tím, že dále obsahuje alespoň jednu degradabilní složku.
13. Biokompatibilní polymerizovatelný makromemí přípravek podle nároku 1, vyznačující se t i m, že má v sobě inkorporovánu nebo na sebe reverzibilně navázánu sloučeninu ovlivňující za fyziologických podmínek hladiny NO.
14. Biokompatibilní polymerizovatelný makromemí přípravek podle nároku 1, vyznačující se tím, že uvolňuje za fyziologických podmínek NO.
15. Způsob ovlivnění hladin NO v tkáni, vyznačující se tim, že zahrnuje dodání biokompatibilního polymerizovatelného makromemího přípravku podle některého z nároků 1 až 14 do tkáně.
16. Způsob ovlivnění hladin NO v tkáni podle nároku 15, vyznačuj ici se tim, že nejprve zahrnuje dodání iniciátoru polymerizace na místo, kde má být roztok makromemího přípravku polymerizován.
17. Způsob ovlivnění hladin NO v tkáni, vyznačující se tím, že iniciátor polymerizace se váže ke tkáni a že dále zahrnuje odstranění nenavázaného iniciátoru bezprostředně před dodáním roztoku makromemího přípravku.
18. Způsob řízeného uvolňování terapeutických, profylaktických nebo diagnostických činidel, vyznačující se tím, že zahrnuje dodání biokompatibilního polymerizovatelného makromemího přípravku obsahujícího alespoň jednu složku nesoucí NO nebo sloučeninu ovlivňující NO, kde NO nebo sloučenina ovlivňující NO se uvolňují za fyziologických podmínek po polymerizací z makromemího přípravku a kde makromery tvoří složky vybrané ze skupiny obsahující složky rozpustné ve vodě, složky adhezivní k tkáni, složky s polymerizovatelnou koncovou skupinou, a terapeutická, profylaktická nebo diagnostická činidla vybraná ze skupiny obsahující proteiny, sacharidy, nukleové kyseliny, organické molekuly, anorganické molekuly, biologicky aktivní molekuly, buňky, tkáně, tkáňové agregáty a diagnostická činidla do potřebné tkáně.
19. Způsob přípravy polymemího přípravku pro uvolňování NO za fyziologického pH, vyznačující se tím, že zahrnuje polymerizaci roztoku biokompatibilních makromerů na tkáni, kde makromery obsahují alespoň jednu složku nesoucí nebo produkující NO.
20. Způsob ošetření poruch nebo stavů spojených s NO, vyznačující se tím, že zahrnuje podání biokompatibilního polymerizovatelného makromemího přípravku potřebnému jedinci, kde tento přípravek obsahuje alespoň jednu složku nesoucí NO nebo sloučeninu ovlivňující NO, kde NO nebo sloučenina ovlivňující NO se uvolňují za fyziologických podmínek po polymerizaci z makromemího přípravku a kde makromery tvoří složky vybrané ze skupiny obsahující složky rozpustné ve vodě, složky adhezivní k tkáni a složky s polymerizovatelnou koncovou skupinou.
21. Způsob ošetření poruch nebo stavů spojených s NO podle nároku 20, v y z n a č u j í c í se t í m, že makromer dále obsahuje degradabilní složky.
22. Způsob ošetření poruch nebo stavů spojených s NO podle nároku 20, v y z n a č u j í c í se t í m, že je vybrán ze skupiny obsahující léčbu zranění, opakovanou stenózu, trombózu, astma, artritidu a poruchy erekce.
23. Způsob ošetření poruch nebo stavů spojených s NO podle nároku 20, v y z n a č u j í c í se tím, že makromer adheruje k tkáni, aby zabránil vzniku adhezí po chirurgickém zákroku, aby působil jako tkáňové adhezivum, aby tvořil podporu tkáně nebo potahoval tkáň.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US15205499P | 1999-09-02 | 1999-09-02 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CZ20011899A3 true CZ20011899A3 (cs) | 2001-11-14 |
Family
ID=22541347
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CZ20011899A CZ20011899A3 (cs) | 1999-09-02 | 2000-09-01 | Hydrogelové materiály produkující oxid dusnatý |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP1194171A2 (cs) |
| AU (1) | AU7101600A (cs) |
| CA (1) | CA2353531A1 (cs) |
| CZ (1) | CZ20011899A3 (cs) |
| IL (1) | IL143305A0 (cs) |
| MX (1) | MXPA01005338A (cs) |
| WO (1) | WO2001015738A2 (cs) |
Families Citing this family (19)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7052711B2 (en) | 1999-09-02 | 2006-05-30 | Rice University | Nitric oxide-producing hydrogel materials |
| US7279176B1 (en) | 1999-09-02 | 2007-10-09 | Rice University | Nitric oxide-producing hydrogel materials |
| AU2001263281A1 (en) * | 2000-05-18 | 2001-11-26 | Genetix Pharmaceuticals, Inc. | Polyethylene glycol (peg) polymers for the promotion of angiogenesis |
| JP4841066B2 (ja) * | 2000-09-01 | 2011-12-21 | ライスユニバーシティ | 酸化窒素生成ヒドロゲル物質 |
| CA2459891C (en) | 2001-09-05 | 2014-02-04 | Cyterra Corporation | Method and apparatus for nitric oxide generation |
| AU2003231157C1 (en) | 2002-04-29 | 2009-02-26 | Normoxys, Inc. | Inositol pyrophosphates, and methods of use thereof |
| CA2487720A1 (en) * | 2002-06-03 | 2003-12-11 | Alnis Biosciences, Inc. | Therapeutic agent-containing polymeric nanoarticles |
| US7618594B2 (en) | 2004-08-18 | 2009-11-17 | Geno Llc | Conversion of nitrogen dioxide (NO2) to nitric oxide (NO) |
| EP2724742B1 (en) | 2004-08-18 | 2017-11-01 | Geno LLC | Conversion of nitrogen dioxide (no2) to nitric oxide (no) |
| AU2006249323B2 (en) | 2005-05-27 | 2012-08-30 | The University Of North Carolina At Chapel Hill | Nitric oxide-releasing particles for nitric oxide therapeutics and biomedical applications |
| WO2008118360A1 (en) | 2007-03-23 | 2008-10-02 | Geno Llc | Conversion of nitrogen dioxide (no2) to nitric oxide (no) |
| WO2009097343A1 (en) | 2008-01-28 | 2009-08-06 | Geno Llc | Conversion of nitrogen dioxide (no2) to nitric oxide (no) |
| US8607785B2 (en) | 2008-08-21 | 2013-12-17 | Geno Llc | Systems and devices for generating nitric oxide |
| WO2010151505A1 (en) | 2009-06-22 | 2010-12-29 | Geno Llc | Nitric oxide therapies |
| DK2467173T3 (da) | 2009-08-21 | 2019-07-29 | Novan Inc | Sårbandager, fremgangsmåder til anvendelse heraf og fremgangsmåder til dannelse deraf |
| CN102711729B (zh) | 2009-08-21 | 2015-04-01 | 诺万公司 | 局部用凝胶 |
| JP5995724B2 (ja) | 2009-11-20 | 2016-09-21 | ゲノ エルエルシー | 一酸化窒素送達システム |
| US8591876B2 (en) | 2010-12-15 | 2013-11-26 | Novan, Inc. | Methods of decreasing sebum production in the skin |
| EP2681286B1 (en) | 2011-02-28 | 2018-08-15 | Novan, Inc. | Nitric oxide-releasing s-nitrosothiol-modified silica particles and methods of making the same |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5910316A (en) * | 1992-08-24 | 1999-06-08 | The United States Of America, As Represented By The Department Of Health And Human Services | Use of nitric oxide-releasing agents to treat impotency |
| US5691423A (en) * | 1992-08-24 | 1997-11-25 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Polysaccharide-bound nitric oxide-nucleophile adducts |
| US5797887A (en) * | 1996-08-27 | 1998-08-25 | Novovasc Llc | Medical device with a surface adapted for exposure to a blood stream which is coated with a polymer containing a nitrosyl-containing organo-metallic compound which releases nitric oxide from the coating to mediate platelet aggregation |
| HUP9801673A1 (hu) * | 1998-07-24 | 2000-08-28 | CYCLOLAB, Ciklodextrin Kutató-Fejlesztő Kft. | Helyi vérbőséget fokozó gyógyszerkészítmények előállítása és alkalmazása |
-
2000
- 2000-09-01 WO PCT/US2000/024058 patent/WO2001015738A2/en not_active Application Discontinuation
- 2000-09-01 MX MXPA01005338A patent/MXPA01005338A/es unknown
- 2000-09-01 CA CA002353531A patent/CA2353531A1/en not_active Abandoned
- 2000-09-01 AU AU71016/00A patent/AU7101600A/en not_active Abandoned
- 2000-09-01 IL IL14330500A patent/IL143305A0/xx unknown
- 2000-09-01 EP EP00959750A patent/EP1194171A2/en not_active Withdrawn
- 2000-09-01 CZ CZ20011899A patent/CZ20011899A3/cs unknown
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP1194171A2 (en) | 2002-04-10 |
| MXPA01005338A (es) | 2003-07-14 |
| WO2001015738A3 (en) | 2002-01-31 |
| IL143305A0 (en) | 2002-04-21 |
| AU7101600A (en) | 2001-03-26 |
| CA2353531A1 (en) | 2001-03-08 |
| WO2001015738A2 (en) | 2001-03-08 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US7279176B1 (en) | Nitric oxide-producing hydrogel materials | |
| US7052711B2 (en) | Nitric oxide-producing hydrogel materials | |
| JP4841066B2 (ja) | 酸化窒素生成ヒドロゲル物質 | |
| CZ20011899A3 (cs) | Hydrogelové materiály produkující oxid dusnatý | |
| Sawhney et al. | Bioerodible hydrogels based on photopolymerized poly (ethylene glycol)-co-poly (. alpha.-hydroxy acid) diacrylate macromers | |
| KR100266912B1 (ko) | 조직접촉물질이며 방출조절운반체인 광중합성 생분해성 하이드로겔 | |
| US7022343B2 (en) | Controlled release of anti-arrhythmic agents | |
| JP4727812B2 (ja) | 重合開始剤基を担持する架橋可能なマクロマー | |
| CA2410526C (en) | Conjugate addition reactions for the controlled delivery of pharmaceutically active compounds | |
| US7291673B2 (en) | Conjugate addition reactions for the controlled delivery of pharmaceutically active compounds | |
| US6410044B1 (en) | Crosslinkable macromers | |
| JP4799732B2 (ja) | 限局的組織癒着バリアおよび薬物送達システムの形成方法 | |
| US5567440A (en) | Methods for modifying cell contact with a surface | |
| CA2266478C (en) | Polymerizable biodegradable polymers including carbonate or dioxanone linkages | |
| US20040185086A1 (en) | Polysaccharide-based polymerizable hydrogels | |
| EP1539032A2 (en) | Polymerized and modified rapamycins and their use in coating medical prostheses | |
| JP2011245311A (ja) | 様々な架橋度を有するヒドロゲル移植物 | |
| CA2449964A1 (en) | Crosslinkable macromers | |
| Jeong et al. | Biodegradable polymeric drug delivery systems | |
| EP1551368A1 (en) | Controlled release of anti-arrhythmic agents | |
| JP2007512419A (ja) | 生物適合性重合促進剤 | |
| EP1586349A1 (en) | Controlled release of anti-arrhythmic agents | |
| Shaker et al. | Photocrosslinked Polymers: New Emerging Biomaterials for Controlled Drug Delivery and Other Biomedical Applications |