ES2258482T3 - Monomeros electropolimerizables y revestimientos polimericos de dispositivos implantables. - Google Patents
Monomeros electropolimerizables y revestimientos polimericos de dispositivos implantables.Info
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Abstract
Un monómero electropolimerizable para formar un revestimiento polimérico de un dispositivo implantable, consistiendo el monómero electropolimerizable en: una unidad monomérica electropolimerizable y un agente médicamente activo y/o un grupo lateral protector covalentemente unido a dicha unidad monomérica electropolimerizable, donde dicho agente activo es capaz de afectar al tejido animal y dicho al menos un grupo lateral protector es capaz de proteger a un paciente de la trombosis y de reacciones tisulares no deseadas cuando se une al revestimiento del dispositivo implantable, siendo seleccionado dicho agente activo entre el grupo consistente en un fármaco, micropartículas que contienen fármaco o un fármaco covalentemente unido a un polímero, mientras que: cuando dicho agente activo son micropartículas que contienen fármaco, dichas micropartículas están covalentemente unidas a la unidad monomérica electrodepositable y cuando dicho agente activo es un fármaco covalentemente unido a un polímero, dicho polímero está covalentemente unido a la unidad monomérica electropolimerizable.
Description
Monómeros electropolimerizables y revestimientos
poliméricos de dispositivos implantables.
La presente invención se relaciona con un
monómero electropolimerizable que incluye un agente activo
químicamente unido, siendo dicho agente capaz de afectar al tejido
animal, así como con un revestimiento polimérico sobre dispositivos
implantables con superficies metálicas, siendo capaz dicho
revestimiento de proteger el dispositivo y al paciente de trombosis
y de reacciones tisulares no deseadas, siendo preparado dicho
dispositivo con revestimiento polimérico por electropolimerización
de monómeros oxidables que tienen grupos laterales capaces de dicha
protección.
Como se observará, la presente invención, en sus
realizaciones preferidas, proporciona medios para reducir la
re-estenosis de las luces corporales y se relaciona
también con stents intraluminales que tienen propiedades
anti-trombosis y
anti-re-estenosis.
La re-estenosis es el nuevo
cierre de una arteria periférica o coronaria después de un trauma en
esa arteria causado por los esfuerzos para abrir una porción
estenosada de la arteria, tal como, por ejemplo, por dilatación con
balón, ablación, arteriectomía o tratamiento láser de la arteria.
Para estos procedimientos angioplásticos, la
re-estenosis se produce en una proporción de
aproximadamente el 20-50% dependiendo de la
definición, de la localización del vaso, de la longitud de la lesión
y de una serie de otras variables morfológicas y clínicas. Se cree
que la re-estenosis es una reacción de curación
natural a la lesión de la pared arterial causada por procedimientos
de angioplastia. La reacción de curación comienza con el mecanismo
trombótico en el lugar de la lesión. El resultado final de las
etapas complejas del proceso de curación puede ser hiperplasia de la
íntima y la migración y proliferación incontroladas de células
musculares lisas de la media, combinadas con su producción de matriz
extracelular, hasta que la arteria se estenosa u ocluye de
nuevo.
La angioplastia coronaria transluminal percutánea
(ACTP) es un tratamiento aceptado y cada vez más utilizado para la
enfermedad arterial coronaria aterosclerótica obstructiva. Su tasa
de éxito inicial es alta, pero, en el 7% de los casos, se produce
oclusión aguda o subaguda en el sitio de la angioplastia. Excepto
por la administración de aspirina, la terapia farmacológica ha sido
inefectiva y, aunque la redilatación de una arteria realmente
ocluida puede tener éxito, es frecuentemente necesaria una cirugía
de bypass coronario de urgencia. La segunda limitación importante de
la ACTP es la re-estenosis tardía, que tampoco puede
ser prevenida por las intervenciones farmacológicas.
Una nueva aproximación para el tratamiento de las
complicaciones agudas o la prevención de la
re-estenosis después de la ACTP es la colocación de
una prótesis endovascular (stent). Los stents han de ser
considerados como cuerpos extraños intravasculares y, por lo tanto,
dos cuestiones igualmente importantes, la compatibilidad con la
sangre y la compatibilidad con los tejidos, necesitan ser abordadas
al diseñar o modificar stents. Se considera que un implante es
biocompatible cuando induce sólo una suave activación de las
proteínas y plaquetas de la coagulación, y se considera compatible
con los tejidos cuando no induce ni una excesiva proliferación
celular ni inflamación crónica. Dado que la trombosis es una parte
integral y esencial de la curación de las heridas, la compatibilidad
con la sangre y los tejidos está estrechamente relacionada.
La modificación de los stents con respecto a la
compatibilidad con la sangre y los tejidos puede ser conseguida
cambiando el material del stent. Esto puede, sin embargo, influir en
el comportamiento mecánico del stent, haciéndolo demasiado fuerte o
demasiado débil. Es únicamente la capa externa del stent la que
interacciona directamente con la sangre y el tejido circundante y
es, por lo tanto, suficiente con cambiar sólo los pocos micrómetros
más externos del stent aplicando un delgado revestimiento de otro
material. Dada nuestra actual comprensión de la trombosis, la
re-estenosis y la inflamación, existe la posibilidad
de amplias pruebas in vitro e in vivo y la
disponibilidad de una multitud de materiales y de técnicas para
cambiar las características de superficie de los dispositivos.
Nuestra mejor posibilidad de éxito se basa en reducir la
trombogenicidad, la re-estenosis y la inflación
aplicando un revestimiento bioactivo sobre la superficie del stent
que reduzca o evite estas incompatibilidades.
Poco después de la implantación y hasta la
incorporación a la pared arterial, el stent interacciona con la
superficie de la pared del vaso y el torrente sanguíneo. Estudios
clínicos que emplean angioscopia e histología indican que la
endotelización del stent se completa en 2-3 meses.
Se supone que durante este período el paciente tiene riesgo de
oclusión trombótica que se produce sólo en las 2-3
semanas siguientes a la implantación del stent, bajo el régimen
anticoagulante estricto actual, lo que requiere revisión. No se sabe
cómo o en qué grado la reducción de la anticoagulación sistémica
influirá en la duración y la intensidad del período de riesgo con el
advenimiento de tratamiento local, ya que se sospecha que la
variación cíclica del tratamiento anticoagulante induce tanto
trombosis como re-estenosis.
Una vez se ha pacificado la reacción trombótica
al stent, se piensa que la aceptación del stent como implante está
determinada en gran medida por la interacción
stent-tejido. Esto sólo es cierto en parte, sin
embargo, porque permanecen presentes depósitos trombóticos precoces
durante un tiempo considerable. Parece, por lo tanto, que estos
sucesos precoces pueden tener un beneficio a largo plazo. Más aún,
las publicaciones sugieren que factores originados de la sangre
pueden aún interaccionar con los procesos en el interior de la pared
del vaso debido a defectos en la barrera de células
endoteliales.
Se puede evitar la trombosis pasivamente creando
una superficie de stent inerte que mejore aquellas características
superficiales que influyen en la trombosis, v.g., carga,
humectabilidad y topografía. Es posible pulir las superficies,
modificar químicamente la superficie uniendo grupos como
poli(etilenglicol) (PEG) o depositar películas finas de
Teflón o de poliuretano. Un segundo método es copular un componente
activo a la superficie para evitar la trombosis, v.g.,
prostaglandinas [Eber CD y col., J. Biomed. Mater. Res. 1982, 16:
628-638], heparina, otros inhibidores de la trombina
o enzimas tales como la ADPasa [Bakker, WW y col., Biomaterials
1991, 12: 603-606]. Una forma de controlar la
trombosis es imitar una respuesta trombótica ya completada. Se puede
conseguir esto creando un trombo controlado in vitro
(precoagulación), ya que la fibrina polimerizada y estabilizada ya
no es trombogénica. Por ejemplo, en un artículo de Soldani y col.,
"Bioartificial Polymeric Materials Obtained from Blends of
Synthetic Polymers with Fibrin and Collagen", International
Journal of Artificial Organs, Vol. 14, Nº 5, 1991, se combina
poliuretano con fibrinógeno y se entrecruza con trombina y se
convierte entonces en injertos vasculares. Las pruebas in
vivo de los injertos vasculares descritas en el artículo
indicaban que la fibrina facilitaba el crecimiento hacia el interior
de tejidos y se degradaba y reabsorbía rápidamente. También una
Solicitud de Patente Europea publicada 0366564, reivindicada por
Terumo Kabushiki Kaisha, Tokyo, Japón, describe un dispositivo
médico, tal como un vaso sanguíneo artificial, un catéter o un
órgano interno artificial hecho de una proteína polimerizada, tal
como fibrina. Se dice que la fibrina es altamente no trombogénica y
compatible con los tejidos y promueve la propagación uniforme de
células que regeneran la íntima. También en un artículo de Gusti y
col., "New Biotized Polymers for Cardiovascular Applications",
Life Support Systems, Vol. 3. Supl. 1, 1986, se hicieron polímeros
"biotizados" mezclando polímeros sintéticos con fibrinógeno y
entrecruzándolos con trombina para mejorar el crecimiento hacia
dentro del tejido y la formación de neoíntima al biodegradarse la
fibrina.
El disfrazamiento de la superficie con proteínas
plasmáticas, tales como albúmina o gamma-globulinas,
o fosfolípidos puede limitar también la formación de trombos
saltándose ciertas fases en la respuesta proteica. Se ha propuesto
proporcionar stents sembrados de células endoteliales (Dichek, D.A.
y col., Seeding of Intravascular Stents with Genetically Engineered
Endothelial Cells, Circulation 1989, 80: 1347-1353).
En ese experimento, se sembraron células endoteliales de oveja que
habían sufrido transferencia génica mediada por retrovirus para la
beta-galactosa bacteriana o el activador del
plasminógeno de tipo tejidos humano en stents de acero inoxidable y
se cultivaron hasta que los stents quedaron cubiertos. Las células
eran, por lo tanto, capaces de ser administradas a la pared
vascular, donde podrían proporcionar proteínas terapéuticas. Se han
propuesto otros métodos de proporcionar substancias terapéuticas a
la pared vascular por medio de stents, tales como en la solicitud de
patente internacional WO 91/12779, "Intraluminal Drug Eluting
Prosthesis", y en la solicitud de patente internacional WO
90/13332, "Stent with Sustained Drug Delivery". En esas
solicitudes, se sugiere que podrían suministrarse agentes
antiplaquetarios, agentes anticoagulantes, agentes antimicrobianos,
agentes antiinflamatorios, agentes antimetabólicos y otros fármacos
en stents para reducir la incidencia de la
re-estenosis. Además, también se podrían usar otros
agentes vasorreactivos, tales como agentes liberadores de ácido
nítrico.
El Biogold es un ejemplo de un revestimiento
polimérico pasivo aplicado al stent de pared [solicitud PCT
US89/
02379, WO89/11919]. Este revestimiento es preparado usando la técnica de descarga de plasma. Se puede unir una capa de aproximadamente 30 nm de grosor compuesta de hidrocarburos de uno a seis átomos de carbono al filamento del stent. Este revestimiento alisa la superficie y cambia su química. Estudios mostraron que este revestimiento de Biogold tiene algún efecto protector contra la oclusión trombótica precoz causada por stents autoexpandibles de acero inoxidable. Se ha evaluado la heparina covalentemente unida a un stent en cuanto a la prevención de la trombosis [Stratienko AA, Palmz J y col., Circulation 1993, 88: 1-596]. Se ha estudiado un revestimiento de heparina preparado por acomplejación de heparina a un revestimiento de amina polimérico sobre un stent metálico por la compañía Corline (Uppsala, Suecia). La concentración total de heparina en el stent era de 0,5-0,8 mcg/cm^{2}, siendo la heparina estable sobre la superficie sin liberación alguna de heparina. Se ha estudiado una elución de bloqueante de los receptores de glicoproteína IIb/IIIa de un stent revestido con polímero de celulosa para evitar la trombosis precoz [Coronary stenting-advanced techniques, XVIII Congreso de la European Society of Cardiology, Birmingham, UK, 8, 1996]. Se puede encontrar información actualizada sobre revestimientos de stent y tecnologías en Bertrand y col. y en Palmaz [Bretrand y col., Biocompatibility aspects of new stent technology, J. Amer. College Cardiology, 32, 562-71, 1998; J.C. Palmaz y S.R. Reuter, The Stent Generalities, pp. 149-158, 342-348, 1999].
02379, WO89/11919]. Este revestimiento es preparado usando la técnica de descarga de plasma. Se puede unir una capa de aproximadamente 30 nm de grosor compuesta de hidrocarburos de uno a seis átomos de carbono al filamento del stent. Este revestimiento alisa la superficie y cambia su química. Estudios mostraron que este revestimiento de Biogold tiene algún efecto protector contra la oclusión trombótica precoz causada por stents autoexpandibles de acero inoxidable. Se ha evaluado la heparina covalentemente unida a un stent en cuanto a la prevención de la trombosis [Stratienko AA, Palmz J y col., Circulation 1993, 88: 1-596]. Se ha estudiado un revestimiento de heparina preparado por acomplejación de heparina a un revestimiento de amina polimérico sobre un stent metálico por la compañía Corline (Uppsala, Suecia). La concentración total de heparina en el stent era de 0,5-0,8 mcg/cm^{2}, siendo la heparina estable sobre la superficie sin liberación alguna de heparina. Se ha estudiado una elución de bloqueante de los receptores de glicoproteína IIb/IIIa de un stent revestido con polímero de celulosa para evitar la trombosis precoz [Coronary stenting-advanced techniques, XVIII Congreso de la European Society of Cardiology, Birmingham, UK, 8, 1996]. Se puede encontrar información actualizada sobre revestimientos de stent y tecnologías en Bertrand y col. y en Palmaz [Bretrand y col., Biocompatibility aspects of new stent technology, J. Amer. College Cardiology, 32, 562-71, 1998; J.C. Palmaz y S.R. Reuter, The Stent Generalities, pp. 149-158, 342-348, 1999].
La Patente EE.UU. Nº 4.979.959 (Guire) se refiere
a un dispositivo biocompatible en el que varias moléculas, tales
como factores de unión celular, se unen covalentemente a una
superficie sólida a través de un resto de unión química.
La Solicitud International Nº PCT/US88/04487,
publicada el 8 de Febrero de 1990 (Guire y col.) se refiere a la
unión de diversas especies poliméricas a una superficie sólida
polimérica usando grupos reactivos latentes.
La Patente EE.UU. Nº 3.959.078 (Guire) se refiere
a la unión de enzimas a una superficie usando un ligante químico y
empleando un grupo fotoquímico arilazida.
La Patente EE.UU. Nº 4.007.089 (Smith III)
muestra la unión de un compuesto biológicamente activo a una
superficie por medio de un compuesto de unión bifuncional uniendo
primeramente este compuesto a una superficie mediante un grupo
fenilazida y uniendo luego el compuesto de unión al compuesto
biológicamente activo por un grupo s-triazina.
La Patente EE.UU. Nº 5.024.742 (Nesburn y col.)
muestra un método de entrecruzamiento de moléculas de colágeno entre
sí o con otras superficies usando un reactivo heterobifuncional.
\newpage
La Patente EE.UU. 5629050 describía mezclas
poliméricas que contenían una cantidad menor de polímeros
electrónicamente conductores en forma de fibra para pintura o
revestimiento sobre superficies metálicas.
El polipirrol, un polímero térmicamente estable
capaz de ser contaminado sin usar reactivos peligrosos está entre
los más deseables de estos sistemas, en el sentido de que puede ser
preparado electroquímicamente [Dall'Olio y col., V. Compt. Pend. C
267, 433 (1968); Díaz y col., J. Chem. Soc. Chem. Commun. 635
(1979)]. Esto es ventajoso, ya que se pueden alterar las propiedades
de la película preparada electroquímicamente simplemente variando de
forma controlable las condiciones de la electrolisis, es decir, la
naturaleza del electrolito o del solvente, la densidad de corriente,
el potencial de los electrodos, etc. Aunque la polimerización
electroquímica da lugar a la formación del polímero en la forma
oxidada o conductora, la película puede ser preparada para retirada
en la forma conductora o aislante.
El polipirrol y monómeros oxidables relacionados
que pueden ser electroquímicamente aplicados sobre superficies han
sido extensamente usados en biosensores en los que se requiere un
polímero conductor para transportar la señal sensora al puerto de
detección. Se han descrito diversos monómeros de pirrol modificados
para uso en biosensores, para permitir la unión de una enzima
apropiada o para modificar las propiedades del revestimiento [S.
Saini y col., Anal. Chim. Acta, 249, 1 (1991); J. Wang, Talanta 40,
1905 (1993)]. Diversos procedimientos de inmovilización enzimática,
tales como absorción, atrapamiento en una membrana y unión covalente
usando química de carbodiimida [C.L. Wang y A. Mulchandani, Anal.
Chem. 67, 1109, 1995]. Se han sintetizado derivados de pirrol para
un mejor atrapamiento y conjugación de enzimas para uso en
biosensores. Cosnier y col. describen pirroles funcionalizados
anfifílicos que fueron usados para la inmovilización por
atrapamiento de glucosa oxidasa y polifenol oxidasa para biosensores
[J. Electroanalytical Chem. 449, 165-171 (1998);
Anal. Chem. 70, 3952-3956, 1998; Electroanalysis, 6,
894-902, 1997; J. Electroanal. Chem. 433,
113-119, 1997]. La patente EE.UU. Nº 4.548.696
describe pirroles 3,4-disubstituidos eléctricamente
conductores y no conductores polimerizados a través de las
posiciones 2,5. Se usaron derivados N-aminoetil- y
carboxietilpirrol para la unión covalente de la enzima glucosa
oxidasa para aplicaciones en biosensores [B.F.Y.
Yon-Hin y col., Anal. Chem. 65,
2067-2071, 1993].
Además del pirrol, otros monómeros que pueden ser
electropolimerizados han sido utilizados para la inmovilización de
enzimas en biosensores. Algunos de estos monómeros forman polímeros
no conductores. Se depositaron
poli(o-fenilendiamina) y politiramina encima
de polipirrol y se entrecruzaron además con glutaraldehído [F.
Palmisano y col., Analyst, 122, 365-369, 1997]. La
electropolimerización del ácido
pirrol-2-carboxílico y de la
4,4'-dihidroxibenzofenona sobre electrodos de
platino fue usada para la preparación de sensores de glucosa [A.
Curulli y G. Palleschi, Electroanalysis, 9,
1107-1112, 1997]. Kantz y col. describe un
revestimiento electropolimerizado multicapa que contiene
N(12-carboxidodecil)pirrol, tionina o
azul de toluidina. Se ha sintetizado una variedad de polímeros de
pirrol N-substituidos no conductores por T.
Schalkhammer y col. y se han usado en sensores de glucosa
electroquímicos [Sensors and Actuators B 4, 273-281,
1991]. Se prepararon derivados N-alquilo y
N-arilo y se usaron para electropolimerización.
Otros polímeros relevantes son:
poli-p-fenileno, polipirrol,
polianilina, sulfuro de
poli-p-fenileno,
poli(2,5-tienileno), fluoroaluminio,
fluorogalio y ftalocianina.
En una publicación PCT reciente, WO 99/03517 de
Dubos-Rande y col., se describen dispositivos
médicos implantables revestidos de polipirrol, politiofeno o
polinaftaleno cargados positivamente o cargados negativamente
capaces de acomplejar electrostáticamente oligonucleótidos
antisentido con fines de acciones
anti-re-estenosis locales. Esta
solicitud se limita a moléculas bioactivas cargadas, es decir,
oligonucleótidos, que pueden acomplejarse iónicamente a una
superficie polimérica iónica de un stent. No describe ni tampoco
menciona la conjugación covalente de elementos bioactivos o pasivos,
tales como poli(etilenglicol) o alquilo graso al
revestimiento polimérico. Más aún, no describe la liberación
controlada de moléculas bioactivas del revestimiento afectado por
escisión química de un enlace covalente entre el agente activo y el
revestimiento polimérico. Además, esta y otra técnica anterior no
describen otros medios para afectar a la liberación controlada de
agente activo de un stent electrorrevestido, tal como la liberación
controlada por difusión de una molécula bioactiva encapsulada en el
revestimiento.
Las principales limitaciones de los
revestimientos descritos en la técnica anterior para stents
liberadores de fármacos son que el revestimiento no es estable y
puede ser eliminado por frotación durante la inserción y el uso
clínico. Este tipo de revestimientos no protege el stent de la
trombosis o de la estenosis, sino que más bien presenta un problema
mayor de seguridad de liberación de restos al torrente
sanguíneo.
Otra limitación es que el revestimiento es de
biopolímeros conocidos, tales como poliuretano, poliacrilatos y
diversos derivados de lípidos y fosfolípidos que pueden ser
incompatibles con el ambiente el implante, los componentes de la
sangre y el tejido.
Otra limitación de dichos revestimientos es que
no son adecuados para un dispositivo dinámico que se expande y
encoge, lo que puede desgarrar el revestimiento no integrado.
Otra limitación de los revestimientos de la
técnica anterior es que liberan un agente activo embebido por
difusión pasiva y el agente activo es rápidamente liberado del fino
revestimiento.
Aunque se ha realizado un trabajo significativo
sobre la síntesis de diversos polímeros conductores para uso en
biosensores, muy poco se ha descrito sobre el uso de revestimientos
reactivos electropolimerizables adecuados para proteger dispositivos
médicos.
La técnica anterior, ejemplos representativos de
la cual han sido descritos con anterioridad, describe diversas
tecnologías y métodos para revestir dispositivos médicos poliméricos
y metálicos que liberan agentes activos, incluyendo agentes que
evitan la re-estenosis y la trombosis. Todas estas
tecnologías se basan en la aplicación pasiva, por inmersión o
aspersión del material de revestimiento sobre la superficie
metálica. Aunque este tipo de revestimiento pasivo puede ser
adecuado para revestir superficies poliméricas, no es útil para
revestir dispositivos médicos expansibles, tales como stents, ya que
el revestimiento no se adhiere bien a superficies metálicas y tiende
a separarse y caer tras la aplicación de fuerzas abrasivas o
vibracionales.
El revestimiento de polímeros conductores sobre
superficies metálicas usando polimerización electroquímica
proporciona revestimientos electroconductores estables, adherentes y
resistentes, que han sido ampliamente usados en el campo de los
biosensores. Como se ha descrito antes, se han conjugado diversas
enzimas activas a la punta de biosensores por polimerización
electroquímica conduciendo monómeros, incluyendo pirrol, carbazol y
tiofeno. Este revestimiento sí se adhiere bien a la punta metálica y
se usa como polímero conductor capaz de transferir señales de
corriente generadas por la enzima unida al polímero cuando se
activa. La electropolimerización de monómeros conjugados con grupos
activos o pasivos para la protección de dispositivos médicos, tales
como stents, no fue descrita en la técnica anterior. Más aún, no se
describieron en la técnica anterior monómeros electropolimerizables
que contienen una molécula médicamente activa que es activa mientras
está unida a la unidad monomérica o que se libera del monómero tras
escisión.
Es, por lo tanto, un objeto de esta invención
proporcionar un revestimiento polimérico electroquímico que forma
un revestimiento adherente delgado sobre dispositivos metálicos
activos, tales como un stent, que contiene agentes bioactivos o
biorreactivos covalentemente unidos que pueden ser liberados bajo
control a lo largo del tiempo en función de la degradación del
enlace de conjugación.
Los objetivos más detallados son:
a) Proporcionar una variedad de monómeros
electroquímicamente polimerizables recién sintetizados que contienen
agentes activos o agentes activos en una partícula o soporte
polimérico conjugado por enlaces bioescindibles o estables o sitios
activos que permiten la conjugación de los agentes activos tras la
polimerización superficial.
b) Electropolimerizar los monómeros reactivos
sobre un stent metálico o dispositivo médico para formar un
revestimiento fino adherente y uniforme. Se pueden aplicar
homopolímeros y copolímeros o mezclas de varios monómeros
reactivos.
c) Unir covalentemente: el agente activo, un
soporte polimérico que contiene el agente activo o grupos
protectores de superficie hidrofílicos o hidrofóbicos, tales como
polietilenglicol, polisacáridos o cadenas de ácidos grasos, a la
superficie del stent para la protección pasiva de la trombosis o la
re-estenosis.
d) Unir covalentemente agentes biorreactivos,
tales como agentes anticoagulantes, agentes antiproliferantes,
agentes antitrombogénicos, agentes antiinflamatorios y factores de
crecimiento al monómero o polímero revestido por un enlace
escindible, tal como éster, amida, imina u otros enlaces
degradables. El fármaco puede unirse directamente a las unidades
poliméricas o a través de un espaciador o unirse a un soporte
polimérico bioabsorbible, tal como un polisacárido que se une al
monómero electropolimerizable. El agente bioactivo puede estar
encapsulado en una nanopartícula que contiene un monómero
electropolimerizable sobre la superficie que, tras copolimerización,
se conjugará a la superficie del stent y liberará el fármaco por
difusión o como resultado de la degradación polimérica.
Alternativamente, el fármaco o agente aniónico, tal como heparina,
ADN o ácido hialurónico, puede acomplejarse electrostáticamente con
un revestimiento de polipirrol oxidado.
e) Liberar los agentes reactivos de un modo
controlado al tejido circundante durante períodos de 24 horas a
varios meses para la administración y acción local.
f) Proporcionar un revestimiento polimérico
estable compatible con el tejido humano o animal.
Es otro objeto de la presente invención
proporcionar ciertos nuevos revestimientos electropolimerizados
substituidos electroquímicamente aplicados sobre stents que tienen
un agente biológicamente activo que se libera al ambiente acuoso
circundante de un modo controlado.
Es aún un objeto de esta invención proporcionar
un revestimiento polimérico estable, adherente y uniforme que
permanezca uniformemente unido al stent antes y después de la
expansión e instalación y durante el uso clínico.
Es aún un objeto de la presente invención
proporcionar un revestimiento con características predeterminadas
que pretenden mejorar el rendimiento a corto y a largo plazo de
stents insertados en las cavidades corporales.
Es aún un objeto de esta invención proporcionar
nuevos monómeros y polímeros conjugados a fármacos por un enlace
bioescindible que puedan ser incorporados al revestimiento
polimérico del stent y que permitan la liberación del agente activo
incorporado de un modo controlado y predeterminado durante períodos
de desde 24 horas hasta varios meses. Es otro objeto de esta
invención proporcionar un revestimiento de stent que combine una
protección de superficie pasiva y activa frente a los fluidos y
tejidos corporales.
Se ha visto ahora que una amplia variedad de
especies químicas, tales como heparina, factores de crecimiento,
polímeros naturales y sintéticos y similares, pueden ser
covalentemente inmovilizados en una matriz entrecruzada
tridimensional insoluble en forma de película utilizando
revestimiento de electropolimerización sobre stents metálicos. La
invención proporciona un revestimiento polimérico delgado seguro,
estable y adherente que libera un agente biológicamente activo
covalentemente unido durante un largo período de tiempo, de días a
meses, y/o que tiene una capa protectora pasiva que evita la
adhesión de componentes de fluidos corporales y células.
Más específicamente, y como se ha dicho aquí con
anterioridad, la presente invención se relaciona con un monómero
electropolimerizable para formar un revestimiento polimérico de un
dispositivo implantable, consistiendo el monómero
electropolimerizable en:
una unidad monomérica electropolimerizable y
un agente médicamente activo y/o un grupo lateral
protector covalentemente unido a dicha unidad monomérica
electropolimerizable, donde dicho agente activo es capaz de afectar
al tejido animal y dicho al menos un grupo lateral protector es
capaz de proteger a un paciente de la trombosis y de reacciones
tisulares no deseadas cuando se une al revestimiento polimérico del
dispositivo implantable,
siendo seleccionado dicho agente activo entre el
grupo consistente en un fármaco, micropartículas que contienen
fármaco o un fármaco covalentemente unido a un polímero,
mientras que,
cuando dicho agente activo son micropartículas
que contienen fármaco, dichas micropartículas están covalentemente
unidas a la unidad monomérica electropolimerizable y
cuando dicho agente activo es un fármaco
covalentemente unido a un polímero, dicho polímero se une
covalentemente a la unidad monomérica electropolimerizable.
La presente invención se relaciona también con un
revestimiento polimérico sobre un dispositivo implantable que tiene
superficies metálicas, siendo preparado el dispositivo revestido
polimérico por electropolimerización del monómero
electropolimerizable como se ha definido antes.
En WO 99/03517 (D1), se describen dispositivos
implantables con un polímero capaz de liberar substancias
biológicamente activas y, en el Journal of Biomedical Material
Research, Vol. 44, 1999, pp. 121-129 (D2), se
describen compuestos de polipirrol-heparina como
substratos que responden a estímulos para el crecimiento de células
endoteliales. Ambas publicaciones se relacionan con el uso de un
polímero catiónicamente cargado, tal como polipirrol, que
atrae un material aniónico y forma un complejo con el mismo. Así,
v.g., en dicho artículo la heparina o los oligonucleótidos poseen
una carga aniónica y se acomplejan con el polipirrol oxidado y
ninguna de dichas referencias muestra o sugiere un monómero
al que se una el fármaco.
Más aún, a diferencia, la presente invención se
dirige a un monómero electropolimerizable que contiene un agente
activo químicamente unido, consistiendo dicho agente activo en un
fármaco o una partícula que contiene fármaco, mientras que las dos
referencias citadas se limitan a la enseñanza de un complejo iónico
en donde la desacomplejación de la interacción electrostática del
complejo no es controlable y existe el riesgo de una liberación
inmediata y total del fármaco acomplejado, tal como heparina.
En la presente invención, la liberación del
fármaco se hace por escisión del enlace entre el fármaco y el
soporte o por degradación de la micropartícula que lleva el fármaco
y, por lo tanto, la liberación es controlada de una forma no
enseñada ni sugerida por ninguna de dichas publicaciones.
Hablando con amplitud, la invención implica
juntar en proximidad de unión covalente una especie química deseada
y un monómero o polímero electrorrevestido que forman un
revestimiento adherente uniforme y delgado (de unos cuantos
nanometros a micras) con capacidades protectoras contra la
trombosis, la re-estenosis y otros problemas
relacionados con los implantes.
Así, en la realización preferida, la invención
conlleva formar sobre una superficie de un stent metálico un
revestimiento de los monómeros polimerizables por oxidación unidos
al agente activo y/o reactivo deseado, o junto con, y en proximidad
de unión covalente a, un compuesto copulante polimérico que tiene
grupos reactivos por molécula, siendo capaz cada grupo reactivo de
unirse covalentemente a una molécula de compuesto copulante (la
misma o diferente), a la especie química o a la superficie.
Es también posible unir agentes químicos deseados
a una superficie dotando primero a la superficie de grupos
reactivos latentes, poniendo luego las moléculas deseadas en
asociación de unión con los grupos reactivos latentes y activando
los grupos reactivos latentes para causar la formación de enlaces
covalentes. Se hace referencia particularmente a la Patente EE.UU.
Nº 4.722.906 (Guire). El método depende de la capacidad de las
moléculas diana para difundirse a una asociación de unión con los
grupos reactivos latentes llevados por la superficie sólida, sin
embargo, y es altamente selectivo para las moléculas diana que han
de unirse.
Las redes tridimensionales resultantes pueden ser
ligeramente hinchables en un solvente, pero las redes permanecen
insolubles.
En un ejemplo típico, se obtienen monómeros de
pirrol que contienen agentes activos copulando agentes activos que
contienen amino, heparina, PEG acabado en amino y factores de
crecimiento a N-carboxietilpirrol por un enlace
amida y electropolimerizando estos monómeros junto con un monómero
de pirrol plano para formar un revestimiento delgado adherente con
una superficie hidrofílica de PEG para protección pasiva y el efecto
anticoagulante de la heparina. Los monómeros electropolimerizables
conjugados a agentes bioactivos basados en pirrol, tiofeno,
carbazol, tiramina, tirosina, anilina, naftaleno y quinolina son
preparados usando métodos disponibles conocidos. Por ejemplo, se
pueden modificar ácido
3-tiofeno-carboxílico o ácido
3-tiofenomalónico y pirrolcarboxaldehído (de
Aldrich, Milwaukee, WI) por conjugación de factores de crecimiento,
poli(alquilenglicoles), poli(vinilpirrolidona),
poliacrilatos hidrofílicos o heparina mediante una unión éster o
amida y electropolimerizarlos sobre un stent metálico usando
procedimientos comunes para la electropolimerización superficial.
Alternativamente, se copolimerizan los monómeros de carboxitiofeno
con tiofeno u otros monómeros electropolimerizables para formar un
revestimiento delgado sobre un stent y luego se conjuga el agente
activo por una unión éster o amida. Para mejorar aún más la calidad
del revestimiento, se añade un agente entrecruzante, que es
típicamente una molécula que contiene más de un grupo
electropolimerizable, tal como
3,3'-bispirrolilpropano.
El agente activo se une directamente al monómero
electropolimerizable por un enlace bioescindible o un enlace
estable, o el agente activo se une a un soporte polimérico, tal como
un polisacárido, poli(alcohol vinílico) o una proteína,
mediante un enlace degradable y se une entonces covalentemente el
soporte polimérico al monómero electropolimerizable por un enlace
estable o escindible. Son ejemplos de agentes activos: aspirina,
dipiridamol, glucocorticosteroides, paclitaxel, metotrexato, 5FU,
colchicina, heparina y heparinoides, prostaglandinas, halofuginona y
enzimas con estas actividades. La liberación del agente activo
depende del tipo y de la naturaleza del enlace de conjugación, del
espesor del revestimiento y de la hidrofilicidad del revestimiento.
Como monómeros protectores de superficie pasiva, se incluyen
N-alquil(C5 a C22)pirrol,
N-(polietilenglicol)pirrol, 3-(carboxilato de
estearilo)pirrol o tiofeno, copolímeros de etilen- y
propilenglicol, oligómeros unidos a pirrol o monómeros de tiofeno
por medio del nitrógeno o por medio del carbono del derivado 3 y/o
4.
El interés primario de esta invención es el
revestimiento de stents expandibles de diversos tipos, formas,
aplicaciones y composición metálica. Por ejemplo, los stents Z,
Palmaz, Medinvent, Strecker y Nitinol. Estos stents están hechos de
diversas composiciones de acero inoxidable, tantalio o nitinol.
Otros dispositivos médicos metálicos para los que el revestimiento
de esta invención puede ser ventajoso son, por ejemplo, alambres
metálicos, marcapasos, implantes ortopédicos, bombas de infusión
implantables y puertos de inyección. Para cada aplicación, se debe
seleccionar un agente activo adecuado. Por ejemplo, los implantes
ortopédicos pueden liberar agentes antimicrobianos, agentes
antiinflamatorios y analgésicos para reducir la contaminación y la
inflamación y el dolor que el implante pueda causar. Las propiedades
conductoras del polímero pueden ser particularmente adecuadas para
marcapasos, donde la conductividad es esencial.
Como se observará, en sus realizaciones
preferidas, la presente invención proporciona un stent intraluminal
que tiene un revestimiento electropolimérico que proporciona un
dispositivo adecuado para administrar fármacos para el tratamiento
de la trombosis, de la re-estenosis y de
enfermedades luminales relacionadas. Como se ha indicado
anteriormente, el disponer de un poli(pirrol) inerte en el
lugar de tratamiento puede proporcionar una superficie bioabsorbible
fácilmente tolerada que interaccionará de una forma natural con el
mecanismo de curación del organismo y reducirá la posibilidad de
hiperplasia de la íntima que causa re-estenosis. La
administración local de agentes activos mediante la matriz
polimérica del stent puede reducir aún más la posibilidad de
re-estenosis. Un problema significativo en este
sentido es cómo proporcionar una cantidad terapéuticamente útil de
una substancia durante períodos prolongados en un stent
relativamente pequeño y delgado.
Para conseguir esto sin afectar a la resistencia
de la estructura global del stent, se prepara un revestimiento
polimérico con grosor y propiedades controlados que se adhiere
fuertemente a la superficie metálica por electropolimerización. La
electropolimerización de monómeros oxidables de diversas estructuras
y propiedades permite la formación de revestimientos en monocapa o
muy delgados que se asocian íntimamente a la superficie metálica del
stent. Se puede unir una molécula bioactiva, tal como heparina o
paclitaxel, al monómero mediante un enlace biodegradable o un enlace
estable que, después de la electropolimerización en determinadas
condiciones, forma un revestimiento que libera un agente bioactivo
como resultado de la escisión del fármaco injertado sobre el
revestimiento polimérico o que permanece unido a la superficie y
actúa mientras está unido a la superficie. Es también posible un
revestimiento de tipo reservorio si, por ejemplo, se aplica una
primera capa a un cuerpo de stent, incorporando la primera capa un
polímero y la substancia terapéutica formulada o como substancia
libre. Se recubre entonces la primera capa con una segunda capa de
polipirrol que incluye poco o nada del agente activo. El agente
activo es liberado en el tiempo de este revestimiento por difusión a
través de la capa externa y de la matriz del revestimiento. El
agente activo atrapado puede estar unido a un soporte polimérico,
tal como un polisacárido, por un enlace biodegradable que libera el
fármaco tras escisión del enlace de conjugación del fármaco.
En una realización de la invención, se aplica una
solución que incluye un solvente, un monómero (derivado de pirrol)
y un fármaco terapéutico unido a un monómero electropolimerizable
(pirrol), disperso o disuelto en el solvente (es decir, agua o
acetonitrilo), a los elementos estructurales del stent y se aplica
luego una corriente de polimerización oxidativa. La inclusión de un
polímero en contacto íntimo con un fármaco de la estructura del
stent subyacente permite al fármaco quedar retenido sobre el stent
en una matriz flexible durante la expansión del stent y también
lentifica la administración de fármaco después de la implantación.
El método puede ser aplicado sobre stents y dispositivos médicos que
tienen una superficie metálica.
Son ejemplos de monómeros electropolimerizables
funcionales:
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\vskip1.000000\baselineskip
donde R y R' son residuos orgánicos
e Y es un enlace químico degradable o no
degradable.
El mecanismo de electropolimerización de pirrol
que enfatiza la etapa del proceso de polimerización en la que cada
monómero se activa por corriente a un radical que reacciona entonces
con otro radical pirrol por una reacción de copulación es mostrado
a continuación:
\vskip1.000000\baselineskip
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\vskip1.000000\baselineskip
\newpage
Se dan a continuación monómeros típicos adecuados
para el revestimiento de dispositivos. Los monómeros incluyen una
partícula cargada con un fármaco con unidades electropolimerizables
sobre la superficie para inclusión en la superficie polimérica por
electropolimerización como sigue:
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
Aunque la invención será ahora descrita en
relación a ciertas realizaciones preferidas en los siguientes
ejemplos y en relación a las figuras adjuntas, de tal forma que se
entiendan y aprecien más completamente aspectos de la misma, no se
pretende limitar la invención a estas realizaciones particulares.
Por el contrario, se pretende cubrir todas las alternativas,
modificaciones y equivalentes que puedan quedar incluidos en el
alcance de la invención definido por las reivindicaciones adjuntas.
Así, los siguientes ejemplos, que incluyen realizaciones preferidas,
servirán para ilustrar la práctica de esta invención, entendiéndose
que los particulares mostrados son sólo a modo de ejemplo y con
fines de discusión ilustrativa de realizaciones preferidas de la
presente invención y que se presentan para aportar lo que se cree
que es la descripción más útil y fácilmente entendida de los
procedimientos de formulación, así como de los principios y aspectos
conceptuales de la invención.
Figura 1: es una ilustración esquemática de un
conjunto de electropolimerización. La reacción de revestimiento
tiene lugar en una solución (normalmente una solución acuosa) que
contiene el monómero o monómeros deseados y tras aplicación de
corriente los monómeros de la solución polimerizan sobre la
superficie metálica. Los monómeros pueden ser añadidos o
reemplazados de la solución para obtener un revestimiento en capa
con varias
propiedades.
propiedades.
Figura 2: es una ilustración esquemática de un
stent con grupos funcionales pasivos unidos a la superficie.
Figura 3: es una ilustración esquemática de un
revestimiento de stent con un fármaco atrapado en el revestimiento o
en una partícula unida a la superficie.
\newpage
Figura 4: es una ilustración esquemática de un
stent revestido con un agente activo conjugado a un soporte
polimérico, tal como un polisacárido.
Se prepararon derivados
N-anfifílicos de monómeros de pirrol por reacción de
sales alcalinas de pirrol con una cantidad equimolar de cloruro o
bromuro de acilo y alquilo según se ha descrito previamente (E.P.
Papandopoulos y N.F. Haidar, Tetrahedron Lett. 14,
1721-23, 1968; T. Schalkhammer y col., Sensors and
Actuators B, 4, 273-281; S. Cosneir, Electroanalysis
1997, 9: 894-902 y sus referencias). Se preparó el
derivado alcalino de pirrol por reacción de pirrol con NaH, K o
butil-litio. Se conjugó poli(etilenglicol) a
la molécula de pirrol por reacción de la sal sódica de pirrol con
monobromometoxiPEG de un rango de PM = 200, 1.000 ó 4.000. Estos
monómeros se incorporan a un electrorrevestimiento por diversos
métodos.
Síntesis de análogos de pirrol: Se prepararon
derivados de pirrol que contenían ácido carboxílico o amino según
Yon-Hin y col. [Anal. Chem. 1993, 65,
2067-2071] usando
N-(2-cianoetil)pirrol (de Aldrich Chemicals)
como material de partida. Se sintetizó
N-(3-aminopropil)-pirrol por
reducción de N-(2-cianoetil)pirrol con
LiAlH_{4} en éter dietílico seco con un rendimiento del 90% y se
identificó por H-RMN e IR. Se preparó
N-(2-carboxietil)-pirrol por
hidrólisis de N-(2-cianoetil)pirrol en KOH
acuoso. Se obtuvo el producto con un rendimiento del 80% y se
identificó por RMN, IR y punto de fusión de 58-9ºC.
Se conjugaron moléculas que contenían ácido carboxílico, es decir,
fármacos, agentes activos o residuos hidrofílicos o hidrofóbicos, a
éter N-(3-aminopropil)pirrólico por reacción
directa en DMF usando diciclohexilcarbodiimida (DCC) como agente
copulante o por reacción de un derivado reactivo, es decir, cloruro
de ácido, anhídrido, N-succinamida o ácido
carboxílico. Cuando se lleva a cabo la reacción de copulación en
agua, se usa DEC hidrosoluble en tampón Na-HEPES, pH
7,4. El agente activo que contiene aldehído reacciona con el pirrol
que contiene amina en agua para formar el enlace de base de Schiff.
Este conjugado de imina biodegradable es usado cuando el agente
activo conjugado está diseñado para ser liberado del revestimiento
de pirrol en función de la degradación del enlace de imina. Cuando
se desea una unión permanente, se reduce el conjugado
pirrol-imina-fármaco al
correspondiente enlace de amina usando NaBH_{4} como agente
reductor.
Para permitir la conjugación de moléculas activas
que contienen amino al aminopropilpirrol a través del enlace de
amina o imina, se usa un espaciador de glutaraldehído. El
aminopropilpirrol reacciona primeramente con un exceso de
glutaraldehído para formar el derivado aldehído, que reacciona
entonces con una molécula que contiene amina para formar el segundo
enlace de imina. La reducción de los enlaces de imina con
NaBH_{4} da lugar a enlaces de amina estables. La ventaja de
utilizar la reacción
imina-aldehído-amina es que es
llevada a cabo en una solución acuosa con altos rendimientos.
En una reacción típica, se conjuga heparina con
carboxietilpirrol por copulamiento de amida usando DEC en tampón
Na-HEPES a pH 7,4. Se separa la heparina modificada
de la mezcla de reacción por cromatografía de filtración por gel en
Sephadex G-15. Se conjugan moléculas peptídicas o
proteicas bioactivas a través de sus residuos de ácido carboxílico o
de lisilo a aminopropilpirrol o a carboxietilpirrol usando el
procedimiento de copulación de carbodiimida y aislando el péptido
polimerizable modificado por cromatografía con Sephadex o por
diálisis. Para unir una molécula basada en sacárido o en
polisacárido, se oxida primeramente el sacárido para formar enlaces
aldehído, que reaccionan entonces con aminopropilpirrol para formar
derivados de sacáridos polimerizables.
Para conjugar moléculas bioactivas que contienen
hidroxi, se usa la esterificación directa a aminopropilpirrol usando
los agentes activadores apropiados, tales como carbodiimidas.
Alternativamente, se conjuga el grupo hidroxilo a un aminoácido o a
un péptido corto por medio de un enlace éster y luego se conjuga el
derivado amino a pirrol por amidación usando carbodiimida como
agente copulante, o por un enlace imina con pirrol que
contiene
aldehído.
aldehído.
En una reacción típica, reacciona
poli(etilenglicol) de Pm = 2.000 acabado en amino con 1,3
equivalentes de carboxietilpirrol en DMF usando DCC como agente
copulante a temperatura ambiente durante 3 días. Se aísla el
polímero por evaporación de la DMF a sequedad y trituración del
residuo en éter dietílico. El rendimiento de la conjugación es
>90%, determinado por análisis de espectrometría de masas MALDI y
por H-RMN.
Se sintetizan derivados
w-carboxialquilpirrol con cadenas alifáticas más
largas según Schuhmann (en Diagnostic Biosensor Polymers, AM Usmani
y N. Akmal, eds., ACS Symposium Series 1994, 226, 110,
Electroanalysis, 1998, 10, 546-552).
Se prepararon nanopartículas que tienen derivados
de pirrol unidas a la superficie y disponibles para
electropolimerización como sigue: Se polimeriza
N-pirrol-PEG2000-OH
preparado por reacción de
bromo-PEG2000-hidroxilo con lactida
usando octoato estannoso como catalizador. Se mezcla entonces el
copolímero de bloque con poli(lactida) y
PEG-PLA en una solución clorofórmica. Se añade la
solución clorofórmica gota a gota a una solución tampón en agitación
(fosfato 0,01M, pH 7,4) para formar nanopartículas con
PEG-pirrol sobre la superficie disponible para la
electropolimerización.
Se realizan experimentos de voltametría cíclica
de corriente directa (cc) y cronoamperométricos con un
potenciostato/galvanostato EG&G Princeton Applied Research en
interfase con un PC. Se usa un solo compartimento de vidrio
mantenido a 25ºC. El electrodo de referencia es un electrodo de
calomelanos saturado ("SCE") y un alambre de platino como
contraelectrodo. Se conectan los electrodos de trabajo a un material
de stent típico. La solución de electrolitos usada en estos
experimentos es una solución tampón de fosfato de sodio 0,1M que
contiene 0,1M de NaCl, pH 7,0. Se deposita el polímero de pirrol en
el alambre del stent por oxidación electroquímica de una solución de
electrolitos que contiene 0,1M de pirrol recién destilado y
cantidades conocidas de derivados de pirrol. El potencial de
oxidación es llevado a cabo a 0,7V frente a SCE hasta que la
cantidad de carga que ha pasado es de 10 mC. Se aclara bien el
electrodo de polímero revestido resultante con agua destilada. Las
composiciones típicas de pirrol incluyen: derivado
heparina-pirrol:derivado
PEG-pirrol:pirrol en una proporción molar de
1:1:8.
1:1:8.
Alternativamente, se preparan revestimientos de
derivados amino o ácido carboxílico de pirrol sobre stents y se
conjuga el agente activo a la película de pirrol ya preparada. La
deposición de poli(w-carboxialquilpirrol es
realizada en un régimen de pulsos potenciostáticos a partir de una
solución de monómeros 10 mM en acetonitrilo que contiene 100 mM de
(Bu)_{4}NPF_{6} como sal electrolito. Se aplicó un perfil
de pulsos consistente en pulsos de 950 mV durante 1 segundo, seguido
de una fase de reposo durante 5 segundos, para formar una capa
delgada de polipirrol funcionalizado. En general, son suficientes 5
pulsos para cubrir la superficie del electrodo con una delgada
película de polímero para la unión covalente de un agente activo que
contiene amina. Se sumerge el stent revestido durante al menos 10
horas en una solución de heparina 3 mM que contiene clorhidrato de
N-(3-dimetilaminopropil)-N-etilcarbodiimida
30 mM para activar los grupos ácido carboxílico del polímero.
Después de aclarar el electrodo con etanol, se forma la segunda capa
encima de la capa unida a heparina por deposición electroquímica de
polipirrol y pirrol derivatizado con PEG. Esta doble capa
proporciona una protección pasiva sobre el stent por las cadenas de
PEG hidrofílicas y una protección activa por liberación de la
heparina unida durante un período de
semanas.
semanas.
Se realiza la electropolimerización de un stent o
de un dispositivo médico sobre ciertas partes del dispositivo. Por
ejemplo, se protege la parte interna de un stent metálico del
revestimiento de electropolimerización insertando el stent en un
balón inflado o una varilla blanda o rígida que limitan el acceso de
la solución de electropolimerización al lado interno del stent. De
igual modo, la parte interna es revestida sin revestimiento de la
superficie cubriendo la parte externa con un balón o una cubierta
blanda que limitan el acceso de la solución de polimerización a la
parte interna. Un dispositivo puede estar revestido por varias capas
de revestimiento para permitir las propiedades deseadas. Por
ejemplo, la capa de polimerización inicial está compuesta por pirrol
y N-PEG200-monómeros de pirrol en
una proporción de 9:1, la segunda capa es un
pirrol:N-alquilpaclitaxel-pirrol en
una proporción de 6:4 y la tercera capa está compuesta por
pirrol:N-PEG2000-pirrol en una
proporción de 9:1. Este tipo de revestimiento de múltiples capas
proporciona una liberación de paclitaxel a lo largo del tiempo
controlada por la escisión del fármaco de la unidad de pirrol en el
polímero y difusión a través de la capa externa, que también sirve
como protección pasiva con respecto a tejidos y fluidos
corporales.
Los agentes activos que se han de liberar de
forma controlada de la película electropolimerizada sobre un
dispositivo médico metálico pueden ser incorporados a la película
durante su formación añadiendo a la solución de polimerización
polímeros conjugados a fármacos o moléculas bioactivas encapsuladas
en nanopartículas degradables o no degradables (preparadas por
procedimientos comunes de encapsulación). Las nanoesferas o soportes
poliméricos embebidos pueden liberar el agente activo durante un
largo período de tiempo como resultado de la difusión a través de la
matriz de la partícula y luego a través del revestimiento
polimérico. Se adoptan métodos de conjugación para unir un agente
activo, como heparina, un esteroide o un péptido o proteína, por una
unión escindible o no escindible de procedimientos descritos en
Bioconjugate Techniques, G.T. Hermanson, editor, Academic Press, San
Diego,
1996).
1996).
Se preparó un revestimiento de polipirrol
copolimerizado con pirrol al 5%-PEG1000 acomplejado con un polianión
por electropolimerización sobre un stent metálico en presencia del
polielectrolito, v.g., heparina, ácido hialurónico o ADN. Se oxidó
el revestimiento de polipirrol aplicando un potencial oxidante de
720 mV por un potenciostato. Se adoptaron los procedimientos de
preparación de Garner B. y col. (J. Biomed. Mater. Res. 1999, 44:
121-129) y Genies EM y col. (Electrochim. Acta,
1992, 37: 1015-1020; J. Electroanal. Chem. 1990,
279: 179-186).
\newpage
Será evidente para los expertos en la técnica que
la invención no se limita a los detalles de las realizaciones
ilustrativas anteriores y que la presente invención puede ser
practicada en otras formas específicas sin desviarse del espíritu o
de los atributos esenciales de la misma. Las presentes realizaciones
han de ser consideradas, por lo tanto, en todos los sentidos como
ilustrativas y no restrictivas, estando indicado el alcance de la
invención por las reivindicaciones adjuntas más que por la
descripción que antecede, y se pretende que todos los cambios que
entren dentro del significado y el rango de equivalencia de las
reivindicaciones queden, por lo tanto, por ella abarcados.
Claims (19)
1. Un monómero electropolimerizable para formar
un revestimiento polimérico de un dispositivo implantable,
consistiendo el monómero electropolimerizable en:
una unidad monomérica electropolimerizable y
un agente médicamente activo y/o un grupo lateral
protector covalentemente unido a dicha unidad monomérica
electropolimerizable, donde dicho agente activo es capaz de afectar
al tejido animal y dicho al menos un grupo lateral protector es
capaz de proteger a un paciente de la trombosis y de reacciones
tisulares no deseadas cuando se une al revestimiento del dispositivo
implantable,
siendo seleccionado dicho agente activo entre el
grupo consistente en un fármaco, micropartículas que contienen
fármaco o un fármaco covalentemente unido a un polímero,
mientras que:
cuando dicho agente activo son micropartículas
que contienen fármaco, dichas micropartículas están covalentemente
unidas a la unidad monomérica electrodepositable y
cuando dicho agente activo es un fármaco
covalentemente unido a un polímero, dicho polímero está
covalentemente unido a la unidad monomérica
electropolimerizable.
2. Un monómero electropolimerizable según se
reivindica en la reivindicación 1, donde dicho agente activo está
unido a dicho monómero por un enlace bioescindible.
3. Un monómero electropolimerizable según se
reivindica en la reivindicación 1, donde dicho agente activo está
unido a dicho monómero por un enlace estable.
4. Un monómero electropolimerizable según se
reivindica en la reivindicación 1, donde, cuando dicho agente
activo es micropartículas que contienen fármaco, dicho fármaco está
encapsulado en dichas micropartículas.
5. Un monómero electropolimerizable según se
reivindica en la reivindicación 1, donde dicho fármaco es activo,
mientras que dicho agente activo está covalentemente unido a dicha
unidad monomérica.
6. Un monómero electropolimerizable según se
reivindica en la reivindicación 1, donde dicho fármaco es liberado
del monómero por escisión.
7. Un monómero electropolimerizable según se
reivindica en la reivindicación 1, donde dicha unidad monomérica es
un derivado de un anillo de 5 ó 6 miembros, incluyendo pirrol,
tiofeno, carbazol, indol, tiramina, tirosina, anilina, naftaleno,
antraceno y quinolina.
8. Un monómero electropolimerizable según se
reivindica en la reivindicación 7, donde dicha unidad monomérica
electropolimerizable es un derivado de pirrol y dicho agente activo
está unido al átomo de nitrógeno de dicho anillo de pirrol.
9. Un monómero electropolimerizable según se
reivindica en la reivindicación 7, donde dicho agente activo está
unido a un átomo de carbono de dicho anillo que no resulta afectado
por la electropolimerización.
10. Un monómero electropolimerizable según se
reivindica en la reivindicación 7, donde dicha unidad monomérica
electropolimerizable es seleccionada entre el grupo consistente en
N-alquilo, N-polietilenglicol,
N-heparina,
N-polietilenglicol-heparina,
N-alquiltaxol, N-proteína y
N-sacáridopirroles.
11. Un monómero electropolimerizable según se
reivindica en la reivindicación 1, donde dicho grupo lateral
protector se conjuga directamente a dicha unidad monomérica
electropolimerizable.
12. Un revestimiento polimérico sobre un
dispositivo implantable que tiene superficies metálicas, siendo
preparado el dispositivo con revestimiento polimérico por
electropolimerización de un monómero electropolimerizable según se
reivindica en cualquiera de las reivindicaciones precedentes.
13. Un revestimiento polimérico sobre un
dispositivo implantable, según se reivindica en la reivindicación
12, donde el dispositivo implantable es un stent.
14. Un revestimiento polimérico sobre un
dispositivo implantable, según se reivindica en la reivindicación
12 o en la reivindicación 13, donde el revestimiento polimérico es
capaz de liberar dicho fármaco del mismo de una forma controlada a
lo largo de un período de tiempo de 12 horas a varios meses.
15. Un revestimiento polimérico sobre un
dispositivo implantable, según se reivindica en la reivindicación
12 o en la reivindicación 13, donde dicho al menos un grupo lateral
protector es seleccionado entre el grupo consistente en cadenas
hidrofílicas, hidrofóbicas y anfifílicas, incluyendo oligómeros y
polímeros de etilenglicol y propilenglicol, cadenas grasas y sus
combinaciones.
16. Un revestimiento polimérico sobre un
dispositivo implantable, según se reivindica en la reivindicación
12 o en la reivindicación 13, donde dicho al menos un grupo lateral
protector se une al revestimiento polimérico por un enlace no
bioescindible.
17. Un revestimiento polimérico sobre un
dispositivo implantable según se reivindica en la reivindicación
14, donde dicho agente activo son micropartículas que contienen
fármaco covalentemente unidas a la superficie del revestimiento
polimérico y dicho fármaco es liberado al tejido circundante o a los
fluidos corporales por degradación de dichas micropartículas.
18. Un revestimiento polimérico sobre un
dispositivo implantable según se reivindica en la reivindicación
14, donde dicho fármaco es seleccionado entre heparina, un
heparinoide, un oligonucleótido, ADN, un plásmido, antisentido, un
agente antiinflamatorio esteroideo o no esteroideo o
antiproliferativo, paclitaxel, 5-FU, metotrexato,
halofuginona, un péptido o proteína activos, una hormona o un agente
antitrombogénico.
19. Un revestimiento polimérico sobre un
dispositivo implantable según se reivindica en la reivindicación 13
o en la reivindicación 14, que además incluye una segunda capa de
polipirrol.
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