ES2269789T3

ES2269789T3 - Material polimerico biodegradable para aplicaciones biomedicas.

Info

Publication number: ES2269789T3
Application number: ES02789018T
Authority: ES
Inventors: Jeroen Mattijs Bezemer; Jorg Ronald Roosma; Riemke Van Dijkhuizen-Radersma; Joost Robert De Wijn
Original assignee: OctoPlus Sciences BV
Current assignee: OctoPlus Sciences BV
Priority date: 2002-02-26
Filing date: 2002-12-17
Publication date: 2007-04-01
Anticipated expiration: 2022-12-17
Also published as: US20060258835A1; WO2003072631A1; ATE335035T1; PT1481017E; JP2005518469A; DE60213669T2; US20050063941A1; CA2477288A1; EP1481017B8; AU2002353661A1; EP1481017A1; CA2477288C; EP1481017B1; DE60213669D1; DK1481017T3

Abstract

Dispositivo médico que comprende un copolímero aleatorio, el cual comprende las unidades monoméricas A: B: C: y D: en las que * representa un enlace a otra unidad monomérica; X representa un resto que contiene un grupo aromático; Y es un resto alquileno; Z representa un resto alquileno o alquenileno; n es un entero comprendido entre 1 y 250, preferentemente entre 8 y 100; y m es un entero comprendido entre 2 y 16.

Description

Material polimérico biodegradable para aplicaciones biomédicas.

La presente invención se refiere a un dispositivo médico que comprende un material polimérico y a la utilización del dispositivo médico para la preparación de un medicamento para regeneración guiada de tejido, como armazón para ingeniería de tejido in vitro o como matriz para liberación controlada de una sustancia (bio)activa.

Actualmente, existe un interés cada vez mayor con respecto a nuevos materiales que son útiles como portadores de agentes biológicamente activos y que pueden utilizarse para el suministro de dichos agentes in vivo. Particularmente, se han dedicado muchos esfuerzos en la investigación del diseño de estos portadores, que muestran un perfil específico de degradabilidad in vivo gracias al cual se alcanza un patrón de liberación deseado para el agente biológicamente activo incorporado.

Una de las razones fundamentales de esta investigación es el deseo de desarrollar sistemas de suministro que prolonguen el tiempo de liberación de los fármacos existentes (es decir, una liberación continuada). Otra razón fundamental es el deseo de desarrollar sistemas que eviten o mitiguen los perfiles farmacocinéticos pobres de algunos fármacos. Particularmente, los péptidos y proteínas causan dificultades farmacocinéticas. Frecuentemente, estas sustancias deben administrarse parenteralmente si se requiere una acción sistémica. Además, muchos fármacos presentan vidas medias cortas, lo que exige un calendario de inyecciones frecuentes. La aceptación por el paciente y el coste elevado de los protocolos de administración frecuente constituyen un gran estímulo para encontrar nuevas formas de administración y, a la vez, nuevas formas de dosificación para dichos fármacos. Además, otra razón fundamental para la búsqueda de nuevos vehículos de suministro de fármacos es el deseo de conseguir que un agente biológicamente activo administrado, tal como un fármaco, se libere en un lugar específico del paciente. Por ejemplo, en una administración oral puede resultar necesario diseñar un vehículo de suministro capaz de resistir las duras condiciones del estómago y pasar intacto a los intestinos, liberando el fármaco incorporado sólo cuando se encuentra en ellos (es decir, una liberación retardada).

Los sistemas poliméricos que se investigan actualmente como matrices de suministro de fármacos incluyen una amplia variedad de compuestos biodegradables. Un sistema utilizado con frecuencia está basado en el ácido poliláctico (PLA), o en copolímeros de ácido poliláctico y ácido glicólico. Estos copolímeros se conocen como polímeros PLGA. En el pasado, se han preparado microesferas de polímeros PLGA que encapsulan un agente biológicamente activo. Sin embargo, estos sistemas presentan una serie de graves desventajas. Entre ellas, cabe mencionar las pocas posibilidades de manipular la liberación de una proteína encapsulada por las microesferas de PLGA. La difusión de las proteínas en matrices de PLGA, que tiene una importancia crucial a este respecto, es muy limitada. Correspondientemente, la liberación de las proteínas incorporadas depende completamente de la difusión de la proteína a través de los poros de la matriz (si existen), y de la degradación o disolución del PLGA in vivo. La degradación de la matriz de PLGA provoca una disminución relativamente brusca del pH en la matriz polimérica, lo que puede resultar perjudicial para muchas proteínas.

La solicitud de patente europea 0 830 859 da a conocer un sistema de suministro de fármacos basado en un copolímero de un polialquilenglicol, preferentemente polietilenglicol, y un poliéster aromático, preferentemente tereftalato de polibutileno. Este material polimérico presenta propiedades tipo hidrogel y permite ventajosamente la difusión incluso de moléculas grandes, tal como proteínas, a través de la matriz polimérica. Además, se ha observado que la biocompatibilidad de este material polimérico es muy buena.

Sin embargo, se ha observado que, para algunos propósitos, la degradación del polímero es relativamente lenta. En consecuencia, trazas o partículas de la matriz polimérica pueden permanecer intactas durante algún tiempo después de completarse la liberación de un fármaco incorporado. En consecuencia, existe un deseo de dar a conocer un material polimérico adecuado para ser utilizado como vehículo de suministro para agentes biológicamente activos, tales como fármacos y proteínas, en el que las características de degradabilidad del polímero puedan modificarse sustancialmente a la vez que se mantienen sustancialmente las excelentes características biológicas del copolímero que sirve como punto de partida.

Otra tendencia dentro del desarrollo de biomateriales viene motivada por el campo relativamente nuevo de la ingeniería de tejidos. Típicamente, en la ingeniería de tejidos se incorporan células in vitro a una matriz, generalmente designada armazón, y el sistema combinado de armazón y células se implanta en el cuerpo de un paciente que requiere reparación de tejido. Al principio, tras la implantación, el armazón está destinado a proporcionar las propiedades mecánicas y la integridad necesarias para mantener unido el implante. Una vez que las células empiezan a desarrollarse y a formar nuevo tejido, el armazón debe degradarse, de tal modo que el tejido nuevo pueda asumir su función. A veces, las células se someten a un protocolo de cultivo in vivo a efectos de acelerar el proceso de formación de tejido nuevo in vivo.

El material ideal para ser utilizado como armazón al que se incorporan células en la ingeniería de tejidos, presenta unas propiedades muy similares, particularmente en cuanto a propiedades mecánicas, a las del tejido que debe repararse. Debido a que algunos tipos de tejido requieren propiedades más resistentes y rígidas que otros, es deseable disponer de un material biodegradable y biocompatible cuyas propiedades mecánicas puedan ajustarse ventajosamente a las necesidades de cada situación que se presenta en la ingeniería de tejidos. Además, en función del tipo de tejido que debe repararse, puede desearse una degradación más lenta o más rápida del armazón.

En consecuencia, un objetivo de la presente invención consiste en dar a conocer un dispositivo médico que comprende un biomaterial que se degrada a lo largo de un periodo de tiempo favorablemente corto y que a la vez presenta excelentes características con respecto a su biocompatibilidad.

Otro objetivo de la presente invención consiste en dar a conocer un dispositivo médico que comprende un material que tiene una composición que permite ajustar sus características de degradación, a la vez que la biocompatibilidad y otras características relacionadas con la utilización del material, por ejemplo como vehículo de suministro de fármacos, no se ven afectadas negativamente por dicho ajuste.

Otro objetivo de la presente invención consiste en dar a conocer un material que no sólo muestra las características mencionadas anteriormente con respecto a biocompatibilidad y biodegradabilidad ajustable, sino que además cumple los requisitos con respecto a la aplicación del material, por ejemplo, en dispositivos médicos.

Además, otro objetivo de la invención consiste en dar a conocer un material que puede servir como matriz para una liberación controlada de sustancias (bio)activas, tal como fármacos o factores de crecimiento.

Los inventores han descubierto un material polimérico en el que se han incorporado algunos componentes a efectos de proporcionar estas características deseadas y cumplir los requisitos anteriores. Este material polimérico está basado en una combinación de un componente poliéter, un diol de cadena corta y una mezcla de ácidos dicarboxílicos aromáticos y no aromáticos o de derivados de los mismos.

La invención está por tanto dirigida a un dispositivo médico que comprende un copolímero aleatorio, el cual comprende las unidades monoméricas

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en las que

*: representa un enlace a otra unidad monomérica;

X: representa una fracción que contiene un grupo aromático;

Y: es un resto alquileno;

Z: representa un resto alquileno o alquenileno;

n: es un entero comprendido entre 1 y 250, preferentemente entre 8 y 100; y

m: es un entero comprendido entre 2 y 16.

Se ha observado que un material polimérico según la invención presenta excelentes características con respecto a biodegradabilidad y biocompatibilidad. Variando la relación entre los diferentes componentes del copolímero multibloque, pueden ajustarse convenientemente el perfil de biodegradabilidad del material polimérico, así como sus propiedades mecánicas. Ventajosamente, se ha observado que, en determinadas condiciones, el producto de degradación del componente poliéster, el ácido dicarboxílico, puede catalizar la degradación de los demás componentes del presente material polimérico.

En el contexto de la presente invención, el término "biocompatible" se referiere a materiales que pueden ser incorporados a un cuerpo humano o animal, por ejemplo en forma de implante médico, sustancialmente sin respuestas inaceptables por parte del humano o animal. El término "biodegradable" se refiere a materiales que, tras un cierto periodo de tiempo, se descomponen en un entorno biológico. Preferentemente, la velocidad de la descomposición se selecciona similar o idéntica a la velocidad a la que el cuerpo genera tejido autógeno para reemplazar un implante fabricado con el material biodegradable.

El término "copolímero aleatorio" pretende reflejar el hecho de que un material polimérico según la invención comprende unidades monoméricas A, B, C y D en cualquier orden y en cualquier proporción. La relación entre el número a de unidades monoméricas A y el número b de unidades monoméricas B (a/b) será típicamente idéntico a la relación entre el número c de unidades monoméricas C y el número d de unidades monoméricas D (c/d). Resulta preferente que un copolímero según la invención no contenga otras unidades monoméricas distintas de las unidades A, B, C y/o D.

Como tal, el material polimérico comprende tanto fragmentos duros como fragmentos blandos. La fracción en peso de fragmentos blandos puede definirse como x, y determinarse mediante la fracción en peso combinada de las unidades monoméricas A y C en el material polimérico. En consecuencia, la fracción en peso de fragmentos duros se define como 1-x y se determina mediante la fracción en peso combinada de las unidades monoméricas B y D en el material polimérico. La fracción en peso de segmentos blandos x está comprendida preferentemente entre 0,1 y 1, más preferentemente entre 0,4 y 1, y aún más preferentemente entre 0,5 y 0,9. Además, la fracción de la suma del número de unidades monoméricas C y el número de unidades monoméricas D (c + d) está preferentemente comprendida entre 0,01 y 1, más preferentemente entre 0,05 y 0,99.

Tal como se ha mencionado, X es un resto que comprende un grupo aromático. En principio, el grupo aromático puede ser cualquier grupo aromático, tal como un grupo fenilo, naftilo o ciclopentadienilo. Preferentemente, el grupo aromático es un grupo fenilo. Se comprenderá que el grupo aromático puede presentar uno o más sustituyentes, tal como grupos cloro, bromo, yodo, fluoro, nitro, metoxi, o grupos alquilo que contienen entre 1 y 3 átomos de carbono. También es posible que el resto X comprenda otros grupos atómicos, tal como grupos metileno. Ejemplos de estas posibilidades incluyen -(CH_{2})_{p}-grupo aromático-(CH_{2})_{q}, en el que p y q se seleccionan independientemente de entre el grupo de enteros comprendidos entre 0 y 3. Preferentemente, p y q son 0.

El residuo Y es un grupo alquileno. Los términos "alquileno" y "polialquileno", tal como se utilizan en el presente documento, se refieren generalmente a cualquier estructura isomérica, es decir que el propileno comprende el 1,2-propileno y el 1,3-propileno, el butileno comprende el 1,2-butileno, el 1,3-butileno, el 2,3-butileno, el 1,2-isobutileno, el 1,3-isobutileno y el 1,4-isobutileno (tetrametileno), y similarmente para homólogos de alquilenos superiores. Preferentemente, este grupo alquileno se selecciona de entre el grupo compuesto por etileno, propileno, butileno y combinaciones de los mismos. Junto con el oxígeno enlazado, el resto Y forma una unidad repetitiva que se repite n veces en las unidades monoméricas A y C. Preferentemente, esta unidad repetitiva deriva de un poli(alquilenglicol). Preferentemente, el poli(alquilenglicol) se selecciona de entre el grupo compuesto por poli(etilenglicol), poli(propilenglicol) y poli(butilenglicol), y copolímeros de los mismos, tal como los poloxámeros. Un poli(alquilenglicol) altamente preferente es el poli(etilenglicol). El poli(alquilenglicol) puede tener un peso molecular promedio en peso comprendido entre aproximadamente 200 y aproximadamente 10.000 g/mol. Preferentemente, el poli(alquilenglicol) tiene un peso molecular promedio en peso comprendido entre 300 y 4.000 g/mol. Correspondientemente, el entero n se selecciona preferentemente dentro del intervalo entre 1 y 250, más preferentemente entre 8 y 100.

Un peso molecular promedio en peso, tal como al que se refiere el presente documento, puede determinarse adecuadamente por cromatografía de permeación en gel (GPC). Esta técnica conocida per se puede llevarse a cabo, por ejemplo, utilizando cloroformo, hexafluoroisopropanol o m-cresol como disolvente y poliestireno o poli(metacrilato de metilo) como estándar externo. Alternativamente, puede obtenerse una medida del peso molecular promedio en peso utilizando viscometría (ver NEN-EN-ISO 1628-1). Esta técnica puede llevarse a cabo, por ejemplo, a 25ºC utilizando cloroformo, hexafluoroisopropanol o una mezcla de ambos como disolvente. Preferentemente, la viscosidad intrínseca del copolímero está comprendida entre 0,2 y 2,0 dl/g. Los intervalos más preferentes para el peso molecular promedio en peso medido por GPC mencionados anteriormente, también pueden expresarse en términos de viscosidad intrínseca si se conocen los datos físicos apropiados para los polímeros.

El resto Z es un grupo alquileno o alquenileno. Al igual que el término "grupo alquileno", el término "grupo alquenileno" pretende referirse a cualquier estructura isomérica. De este modo, por ejemplo, un grupo propenileno puede ser un grupo 1,2-propenileno, un grupo 2,3-propenileno o un grupo isopropenileno. Típicamente, el resto Z, junto con los dos grupos carbonilo, deriva de un ácido dicarboxílico o de un derivado del mismo. Preferentemente, el ácido dicarboxílico es un ácido alcanodioico que tiene entre 4 y 18 átomos de carbono. Más preferentemente, el ácido dicarboxílico es dicarboxílico no ramificado, dado que se ha observado que esto proporciona un copolímero con una capacidad de procesamiento superior, pudiéndose incorporar un agente biológicamente activo de modo conveniente. Son particularmente preferentes los ácidos dicarboxílicos seleccionados de entre el grupo compuesto por ácido maleico, ácido succínico, ácido adípico, ácido sebácico, ácido glutárico y ácido subérico. De este modo, Z se selecciona preferentemente de entre el grupo compuesto por etenileno, propileno, butilenos, hexileno y octileno. Además, se ha observado que se obtiene un copolímero con un mejor comportamiento de hinchamiento cuando se aumenta la cantidad de ácido dicarboxílico (alifático) utilizada para preparar el copolímero.

En lugar de utilizar un ácido dicarboxílico como tal, también es posible utilizar un derivado de un ácido dicarboxílico que se incorpora a la estructura copolimérica a través de las mismas funcionalidades carboxílicas. Una persona experta puede imaginar fácilmente ejemplos de estos derivados, que incluyen anhídridos, mono- y diésteres, cloruros de monoácidos y diácidos, y similares. En caso de utilizar un monoéster o un diéster del ácido dicarboxílico, el grupo ácido carboxílico se esterifica preferentemente hasta obtener un grupo alquilo que tiene entre 1 y 4 átomos de carbono. Son derivados preferentes los ésteres de dimetilo.

El entero m se selecciona dentro del intervalo entre 2 y 16. Los grupos metileno que se repiten entre 2 y 16 veces derivan preferentemente de un diol. En una realización preferente, el diol se selecciona de entre el grupo compuesto por dihidroxietano, dihidroxipropano o dihidroxibutano. Un diol de cadena corta altamente preferente es el dihidroxibutano.

El peso molecular promedio en peso de un copolímero aleatorio según la invención está comprendido preferentemente entre 10.000 y 500.000 g/mol, más preferentemente entre 40.000 y 300.000 g/mol.

La invención también se refiere a un procedimiento para preparar un copolímero tal como se ha descrito anteriormente, que comprende las etapas de

a) hacer reaccionar un ácido dicarboxílico aromático o un derivado del mismo, un ácido dicarboxílico no aromático o un derivado del mismo con un poli(alquilenglicol) y un alcanodiol; y

b) llevar a cabo policondensación eliminando el alcanodiol.

El ácido dicarboxílico aromático o el derivado del mismo se selecciona de tal modo que proporcione el residuo X descrito anteriormente. Un ejemplo preferente del ácido dicarboxílico aromático es el ácido tereftálico o un derivado del mismo. Una persona experta puede imaginar fácilmente ejemplos de estos derivados, que incluyen anhídridos, mono- y diésteres, cloruros de monoácidos y diácidos, y similares. En caso de utilizar un monoéster o un diéster de un ácido dicarboxílico, el grupo ácido carboxílico se esterifica preferentemente hasta obtener un grupo alquilo que tiene entre 1 y 4 átomos de carbono. Son derivados preferentes los ésteres de dimetilo.

El ácido dicarboxílico no aromático o el derivado del mismo, tal como se ha descrito anteriormente, se selecciona de tal modo que proporcione el residuo Z en el copolímero. Preferentemente, el compuesto no aromático se selecciona de entre el grupo compuesto por ácido maleico, ácido succínico, ácido adípico, ácido sebácico, ácido glutárico y ácido subérico. Una persona experta puede imaginar fácilmente ejemplos de estos derivados, que incluyen anhídridos, mono- y diésteres, cloruros de monoácidos y diácidos, y similares. En caso de utilizar un monoéster o un diéster del ácido dicarboxílico, el grupo ácido carboxílico se esterifica preferentemente hasta obtener un grupo alquilo que tiene entre 1 y 4 átomos de carbono. Son derivados preferentes los ésteres de dimetilo.

El poli(alquilenglicol) se selecciona de tal modo que proporcione el residuo Y en el copolímero. El poli(alquilenglicol) se selecciona preferentemente de entre el grupo compuesto por poli(etilenglicol), poli(propilenglicol) y poli(butilenglicol), y copolímeros de los mismos, tal como los poloxámeros. Un poli(alquilenglicol) altamente preferente es el poli(etilenglicol). El poli(alquilenglicol) puede tener un peso molecular promedio en peso comprendido entre aproximadamente 200 y aproximadamente 10.000 g/mol. Preferentemente, el poli(alquilenglicol) tiene un peso molecular promedio en peso comprendido entre 300 y 4.000 g/mol.

Preferentemente, el alcanodiol es un diol de cadena corta y se selecciona de tal modo que proporciona el grupo que presenta el índice m en las fórmulas anteriores. En una realización preferente, el diol se selecciona de entre el grupo compuesto por dihidroxietano, dihidroxipropano o dihidroxibutano. Un diol de cadena corta altamente preferente es el dihidroxibutano.

A continuación se describe a título de ejemplo una preparación preferente de un copolímero multibloque según la invención, para un copolímero multibloque sintetizado a partir de poli(etilenglicol), butanodiol, tereftalato de dimetilo y succinato de dimetilo. En base a esta descripción, una persona experta será capaz de preparar cualquier copolímero multibloque que desee dentro de la clase anteriormente descrita.

Puede sintetizarse un copolímero multibloque de poli(éter-éster) típico a partir de una mezcla de tereftalato de dimetilo, un alcanodiol tal como 1,4-butanodiol (en exceso), poli(etilenglicol), succinato de dimetilo, un antioxidante y un catalizador. Un ejemplo de catalizador adecuado es el tetrabutiloxititanio. La mezcla se introduce en un recipiente de reacción y se calienta preferentemente, por lo menos, hasta aproximadamente 160ºC, y preferentemente se destila el metanol a medida que avanza la transesterificación.

Tras la transesterificación, preferentemente, la temperatura se aumenta lentamente hasta aproximadamente 245ºC, y se alcanza preferentemente el vacío (al final, menor de 0,1 mbar). El exceso de alcanodiol puede eliminarse por destilación, y el copolímero multibloque deseado se forma en una etapa de policondensación.

Debido a sus propiedades ventajosas, puede utilizarse un material polimérico según la invención para la fabricación de diversos dispositivos médicos, tal como armazones para piel artificial, implantes óseos, restrictores de cemento, o para ingeniería de tejidos de cartílago o músculo.

En consecuencia, la invención también abarca un dispositivo médico que comprende un material polimérico tal como se ha descrito anteriormente. Preferentemente, el dispositivo médico puede ser utilizado para la reparación de tejido o para la liberación controlada de fármacos. Formas preferentes del dispositivo médico incluyen un armazón para ingeniería de tejidos in vitro, una matriz para la liberación controlada de fármacos, un sustituto para reparación de tejido, una sutura, un tornillo óseo, un anclaje de sutura, una aguja achaflanada o no achaflanada, o una grapa.

Debe destacarse que, en base a la descripción anterior de un material polimérico según la invención, a su composición y su preparación, una persona experta puede ajustar las propiedades del material a efectos de adaptarlo a sus necesidades particulares en el contexto de una aplicación o un dispositivo específicos. Por ejemplo, puede ser deseable un material más flexible para armazones destinados a ingeniería de tejidos de la piel o para suturas, viéndose afectada positivamente dicha propiedad mediante el aumento de la cantidad del componente de poli(alquilenglicol) en el copolímero multibloque. Para otros propósitos, tal como la liberación controlada de agentes (bio)activos, resulta deseable un perfil de degradación aún más rápido, en cuyo caso pueden incorporarse mayores cantidades del ácido dicarboxílico no aromático o del derivado del mismo. A este respecto, debe destacarse que puede incorporarse un determinado % en peso de componente poli(alquilenglicol) en el copolímero multibloque de dos modos distintos. Una posibilidad consiste en utilizar un número inferior de bloques mayores, es decir poli(alquilenglicol) con un mayor peso molecular promedio en peso; otra posibilidad consiste en incorporar más bloques con un menor peso molecular promedio en peso.

Para obtener un dispositivo médico adecuado para la aplicación de material polimérico, éste se prepara mediante una etapa de procesamiento convencional, tal como extrusión, moldeo por inyección, moldeo por soplado, moldeo en solución y otras técnicas para la conformación y procesamiento de materiales poliméricos.

Para mejorar adicionalmente el rendimiento del dispositivo médico según la invención, resulta posible incluir compuestos farmacéuticos o componentes farmacéuticamente activos en la composición polimérica. El dispositivo puede ser utilizado para la liberación controlada de medicamentos. Esto puede llevarse a cabo junto con las otras funciones de la composición polimérica según la presente invención, pero también puede ser el único propósito de esta realización específica.

Además de como dispositivo, el polímero según la presente invención también puede ser utilizado para preparar formulaciones de liberación controlada para la liberación de agentes biológicamente activos, incluyendo proteínas y péptidos. Estos sistemas de suministro pueden formularse en forma de microesferas, geles inyectables, hojas, etc., mediante procedimientos conocidos por los expertos en la materia.

El término "agente biológicamente activo", tal como se utiliza en el presente documento, se refiere a un agente que proporciona un efecto terapéutico o profiláctico. Estos agentes incluyen, sin limitación a los mismos, agentes antimicrobianos (incluyendo agentes antibacterianos y antifúngicos), agentes antivíricos, agentes antitumorales, hormonas, agentes inmunógenos, factores de crecimiento, lípidos y lipopolisacáridos.

Los agentes biológicamente activos mencionados anteriormente que pueden incorporarse en el material polimérico pueden variar ampliamente en su naturaleza; en principio, puede incorporarse cualquier tipo de aditivo. Dado que el material polimérico es biodegradable in vivo y permite la difusión de moléculas, los aditivos se liberarán al entorno del material de un modo controlado. Estos aditivos pueden añadirse a la solución en cantidades comprendidas entre 0 y 50% en peso, preferentemente entre 1 y 20% en peso.

Los agentes biológicamente activos que pueden incorporarse incluyen, sin limitarse a los mismos, fármacos no peptídicos, no proteínicos y de tamaño pequeño. Presentan un peso molecular que en general es menor de 1.500, y particularmente menor de 500. Un segundo grupo importante de agentes biológicamente activos son péptidos y proteínas biológicamente activos.

Puede incorporarse un agente biológicamente activo en el material polimérico disolviéndolo en una solución del material polimérico. Son disolventes adecuados cloroformo, diclorometano, N-metil-2-pirrolidona, sulfóxido de dimetilo, acetona, hexafluoroisopropanol y similares. La selección de un disolvente adecuado dependerá de la composición del copolímero seleccionado. En consecuencia, se forma una solución homogénea o se forma una suspensión por dispersión. Alternativamente, puede mezclarse una solución de un agente biológicamente activo con la solución de copolímero a efectos de formar una mezcla homogénea o una emulsión. También puede incorporarse un agente biológicamente activo mezclándolo físicamente con el copolímero, por ejemplo por extrusión. Dado que en el último caso se aplica calor, debe ponerse atención en no afectar a la estabilidad y/o actividad del agente biológicamente activo.

Si se desea que se forme un material poroso, puede incluirse un agente formador de poros en la solución o suspensión del copolímero. Los agentes formadores de poros pueden incluir disolventes orgánicos, agua, sales (cloruro sódico, citrato sódico y similares), azúcares y polímeros sintéticos solubles en agua. Utilizando estos agentes formadores de poros pueden crearse poros por lixiviación del agente o por separación de fases.

A continuación se describe la invención en mayor detalle a través de los siguientes ejemplos no restrictivos.

Ejemplo 1

El copolímero multibloque poli(éter-éster) descrito en el ejemplo siguiente se compone a partir de poli(etilenglicol), butanodiol, tereftalato de dimetilo como derivado de ácido dicarboxílico aromático y succinato de dimetilo como ácido dicarboxílico no aromático. Se prepara un polímero (1-A) que contiene aproximadamente un 60% en peso de poli(etilenglicol) y tereftalato y succinato en una relación molar de 50/50 introduciendo los materiales siguientes en un reactor adecuado para llevar a cabo tanto destilaciones atmosféricas como destilaciones a presión reducida:

TABLA 1 Materiales de partida utilizados para preparar poli(éter-éster) 1-A

Materiales de partida	Reactor de 1 kg (g)
Poli(etilenglicol) (PM = 1.000 g/mol)	531
Succinato de dimetilo	172
Tereftalato de dimetilo	228
1,4-butanodiol	409
\alpha-tocoferol	6,3
Ortotitanato de tetrabutilo	0,91

El reactor está equipado con un agitador mecánico con lectura de par, un tubo de entrada de nitrógeno, un sensor de temperatura Pt100 conectado a un dispositivo de lectura digital y un condensador que puede calentarse mediante un baño de agua termostático. El reactor se calienta mediante un baño de aceite termostático.

La reacción de transesterificación se inicia a una temperatura de entre 140 y 145ºC. El metanol se elimina por destilación durante aproximadamente una hora. Posteriormente, la temperatura se incrementa lentamente hasta 240ºC. Cuando la temperatura de la mezcla de reacción alcanza una temperatura comprendida entre 230 y 240ºC, la presión se reduce progresivamente hasta 0,5-1,5 mbar en aproximadamente 30 minutos. Durante 3-4 horas, hasta que la mezcla de reacción alcanza la viscosidad deseada, el producto de condensación 1,4-butanodiol se elimina por destilación. A continuación se extrude el polímero y se enfría rápidamente en agua fría, secándose y moliéndose posteriormente.

La viscosidad intrínseca del producto medida en cloroformo a 25ºC es 0,990 dl/g. Se utilizaron medidas de H-RMN a efectos de calcular el % en peso de poliéter y la relación de diácido (T/S). Por ejemplo, en 1-A el contenido en poli(etilenglicol) fue del 58,3% en peso. La relación de diácido (T/S) es 55/45% en moles.

Ejemplo 2

A efectos de establecer una comparación, se sintetizó un copolímero multibloque (1-B) que contenía aproximadamente el mismo contenido en poliéter que 1-A. El diácido utilizado fue únicamente succinato, sin incorporación de ningún diácido aromático. Se preparó del mismo modo descrito en el ejemplo 1, introduciendo los siguientes materiales en el reactor:

TABLA 2 Materiales de partida utilizados para preparar poli(éter-éster) 1-B

Materiales de partida	Reactor de 1 kg (g)
Poli(etilenglicol) (PM = 1.000 g/mol)	563
Succinato de dimetilo	414
1,4-butanodiol	511
\alpha-tocoferol	6,3
Ortotitanato de tetrabutilo	0,98

La viscosidad intrínseca del producto medida en cloroformo a 25ºC es 1,166 dl/g. Las medidas de H-RMN mostraron que un 63,5% p/p de poli(etilenglicol) fue incorporado.

Ejemplo 3

Se utilizó una solución al 10% en peso de los polímeros descritos en los ejemplos 1 y 2 a efectos de moldear películas para ser utilizadas en estudios de degradación in vitro. Se sumergieron películas secas (aproximadamente 0,5 gramos, 50-100 \mum de grosor) en 50 ml de solución salina tamponada con fosfato (PBS, pH 7,4, conteniendo KH_{2}PO_{4} 1,06 mM, NaCl 155,17 mM y Na_{2}HPO_{4}*7H_{2}O 2,96 mM) a 37ºC en un baño en agitación durante 1, 2, 4 y 8 semanas. Cada semana se renovó el tampón. Las películas se liofilizaron y posteriormente se analizaron por cromatografía de permeación en gel (GPC). Las muestras se eluyeron en trifluoroacetato sódico (NaF_{3}Ac) 0,02 M en hexafluoroisopropanol (HFIP) a través de una precolumna de gel HFIP de la firma Polymer Labs (50 x 7,5 mm) y dos columnas analíticas de gel HFIP de Polymer Labs (300 x 7,5 mm). La velocidad de flujo fue de 1 ml/min y se utilizó un detector de índice de refracción (RI). La temperatura de la columna fue de 40ºC y la concentración de las muestras de 20 mg/ml. Los pesos moleculares (Mn y Mw) se determinaron en relación con estándares de polimetacrilato de metilo (PMMA).

Como referencia, se incluyó la degradación de un copolímero multibloque de poli(éter-éster) que contenía aproximadamente el mismo contenido en poliéter que 1-A (datos de la patente USA Nº 5.980.948). El diácido utilizado en el polímero de referencia era únicamente tereftalato, sin incorporación de ningún diácido no aromático. Se preparó del mismo modo descrito en el ejemplo 1.

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TABLA 3 Peso molecular de copolímeros multibloque de poli(éter-éster) tras la degradación en solución salina tamponada con fosfato (pH = 7,4)

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A partir de los resultados indicados en la tabla 3, resulta obvio que un aumento en la cantidad de diácidos no aromáticos incorporados en los copolímeros multibloque de poli(éter-éster) tiene como resultado un incremento de la velocidad de degradación.

Ejemplo 4

Liberación de proteínas a partir de películas de poli(éter-éster) alifático/aromático I. Introducción

A efectos de evaluar copolímeros PEG(T/S)/PB(T/S) (aquí, PEG se refiere a polietilenglicol, PB se refiere a polibutileno, T se refiere a tereftalato y S se refiere a succinato) como matriz para la liberación controlada de proteínas, se estudió la liberación in vitro a partir de películas. El efecto de la composición de la matriz se estudió variando el peso molecular del PEG y el porcentaje de succinato. Además, se evaluaron proteínas modelo de diferentes
tamaños.

II. Materiales y procedimientos

En el apéndice 1 se presenta una vista global de los experimentos del ejemplo 4.

TABLA 4 Materiales y equipos utilizados para el estudio de las películas

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1. Preparación de películas

Las películas se prepararon a partir de una emulsión agua en aceite (W/O). La fase oleosa estaba constituida por 1 gramo de polímero disuelto, por lo menos, en 5 ml de diclorometano (para las cantidades exactas, consultar apéndice 1). La fase acuosa estaba constituida por la proteína disuelta en PBS (55 mg/ml). Las 3 proteínas distintas utilizadas fueron lisozima, anhidrasa carbónica y albúmina de suero bovino (BSA). Se añadieron 0,6 ml de esta solución de proteína a la solución de polímero y se agitó unos segundos con una placa de agitación. A continuación, se introdujo la mezcla en un tubo de centrifugación de 50 ml y se preparó la emulsión utilizando la Ultra Turrax durante 30 segundos a 19.000 rpm.

La emulsión se moldeó utilizando un aplicador de película ajustable (ajuste: 700 \mum) sobre una placa de vidrio. Tras la evaporación del diclorometano, las películas se separaron de la placa de vidrio y se dejaron secar en el aire durante algunas horas. Posteriormente, las películas se secaron en el liofilizador, por lo menos, durante 10
horas.

2. Determinación de la liberación

Para cada película se pesaron tres porciones (+/- 1,77 cm^{2}) y se incubaron en 1 ml del tampón de liberación (solución salina tamponada con fosfato, pH 7,4, PBS) a 37ºC en un baño de agua, bajo agitación constante (26/min). Se reemplazó el medio de liberación en diversos intervalos (en función de la velocidad de liberación).

A efectos de determinar la cantidad de proteína liberada, se utilizó un espectrófotómetro: en primer lugar se estableció una curva de calibración de diferentes concentraciones (desde 0 hasta 25 \mug/ml) en PBS utilizando el ensayo de proteína Micro BCA (longitud de onda de detección 570 nm).

Esta curva estándar se utilizó para determinar la concentración de proteína en el medio de liberación.

3. Experimentos realizados

Todas las películas cargadas con proteínas preparadas y caracterizadas durante este estudio se indican en el apéndice 1. La relación T/S era aproximadamente 50/50% en moles, a menos que se indique lo contrario.

III. Resultados y conclusiones A. Efecto del porcentaje de succinato en la composición del copolímero sobre la liberación

Los experimentos se llevaron a cabo con diferentes porcentajes de succinato en los copolímeros (relación T/S), manteniéndose constantes el peso molecular de PEG (1.000 g/mol), el porcentaje en peso de PEG(T/S) (60) y el porcentaje en peso de PB(T/S) (40). Se utilizó el copolímero de PEGT/PBT 1000PEGT65PBT35 como referencia, y se seleccionó la lisozima como proteína modelo para este estudio de liberación.

Fue necesario hacer una corrección de las curvas de liberación porque algunas de las películas tenían una liberación aparente mayor del 100%. La corrección se llevó a cabo considerando la máxima liberación obtenida como 100%. Este hecho pudo ser debido a la dificultad de eliminar todo el medio de liberación al renovarse el tampón. La evaporación del agua y la condensación sobre la tapa también pueden afectar a las concentraciones.

Gráficos 1A y 1B: liberación acumulada (%) de lisozima a partir de 1000PEG(T/S)60PB(T/S)40 cuando el porcentaje de succinato era 10%, 50%, 100% y a partir de la "referencia" 1000PEGT65PBT35.

El copolímero que contenía un 100% de succinato mostró una liberación muy rápida de lisozima (gráfico 1A): el 100% de la proteína se liberó en 20 minutos. Cuando el porcentaje de succinato era sólo del 50%, la liberación terminó al cabo de 5 horas. En el gráfico global del experimento pueden observarse claramente dos comportamientos de liberación (gráfico 1B): en contraste con la rápida liberación a partir de polímeros con un 50 o un 100% de succinato, la liberación a partir de polímeros con un 0 o un 10% de succinato se prolongó durante más de 30 días. Para las composiciones que contenían un 50 y un 100% de succinato, la liberación rápida es debida al hinchamiento de los copolímeros. Cuanto más succinato estaba presente, mayor fue el hinchamiento de la matriz (ver ejemplo 6) y, en consecuencia, más rápidamente puede atravesarla la proteína. Para las composiciones con un 0 y un 10% de succinato, la degradación de la matriz también está implicada, dado que la liberación conlleva más tiempo. Además, la degradación de las composiciones con un 0 y un 10% de succinato tiene el mismo perfil, lo que explica su perfil similar de liberación. La combinación de degradación y difusión explica el perfil de orden cero observado para las composiciones con un 0 y un 10% de succinato. Para matrices muy hinchadas, en las que la difusión es rápida en comparación con la degradación, no puede esperarse ningún efecto debido a la degradación del polímero y se observa un perfil de liberación de primer orden.

Como conclusión, el comportamiento de liberación depende fuertemente del porcentaje de succinato en el copolímero.

Determinación del coeficiente de difusión:

Dado que la liberación es muy sensible al porcentaje de succinato, resulta interesante la determinación del coeficiente de difusión de cada copolímero. El coeficiente de difusión expresa la capacidad de la molécula encapsulada de difundir a través de la matriz polimérica hacia el medio de liberación. A efectos de cuantificar el efecto del porcentaje de succinato del copolímero sobre la liberación y de calcular el coeficiente de difusión, se representó la liberación en función de t (tiempo en segundos). Los coeficientes de difusión se calcularon aislando dicho parámetro en las ecuaciones 2 y 3.

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Ecuaciones 2 y 3:

: Si M_{t}/M: > 0,4: M_{t}/M_{\infty} = 1-(8/\Pi^{2}) x exp (-\Pi^{2}Dt/l^{2})

: y si M_{t}/M: < 0,6: M_{t}/M_{\infty} = 4\surd(Dt/\Pil^{2})

(en las que M_{t}/M: es la liberación, D es el coeficiente de difusión y l es el grosor de la película).

Los coeficientes de difusión calculados para las diferentes composiciones copoliméricas se indican en la tabla 5 siguiente. En el gráfico 2 se muestra el efecto del porcentaje de succinato sobre el coeficiente de difusión. Se utilizaron películas cargadas con lisozima de composición 1000PEG(T/S)60PB(T/S)40.

TABLA 5

Succinato (%) en el copolímero	Coeficiente de difusión (D, cm^{2}/s)
0	(0.01360.026)x10^{-10}
10	(0.1660.018)x10^{-10}
50	(23.863)x10^{-10}
100	(290626)x10^{-10}

Cuanto más succinato se encuentra presente en el copolímero, mayor es el coeficiente de difusión. Esto puede observarse aún más claramente en el gráfico 2. En consecuencia, si hay un 100% de succinato en el copolímero, la lisozima puede atravesar la matriz de forma relativamente fácil.

Para una composición de un copolímero PEGT/PBT que presenta aproximadamente el mismo coeficiente de hinchamiento, los copolímeros con succinato presentan un coeficiente de difusión mayor [Bezemer J.M., Protein Release Systems based on Biodegradable Amphiphilic Multiblock copolymers ("Sistemas de liberación de proteínas basados en copolímeros multibloque anfifílicos biodegradables"), Thesis University of Twente; 1992 p.65].

B. Efecto de la longitud del segmento de PEG del copolímero sobre la liberación

Los experimentos se llevaron a cabo con cuatro copolímeros con PEG de distintos pesos moleculares, pero todos ellos tenían aproximadamente la misma relación T/S: aproximadamente 50/50 mol/mol. Se utilizaron tres proteínas de diferentes tamaños a efectos de caracterizar las propiedades de liberación de los copolímeros:

-: Lisozima: 14,5 kD

-: Anhidrasa carbónica: 29 kD

-: BSA (albúmina de suero bovino): 67 kD.

En el gráfico 4 se muestra la liberación de lisozima.

La liberación de lisozima se completó en sólo 5 horas para el 1000PEG(T/S)60PB(T/S)40 (gráfico 3), y en 1 hora para el 4000PEG(T/S)60PB(T/S)40. El 600PEG(T/S)60PB(T/S)40 necesitó 10 días para liberar toda la lisozima encapsulada, mientras que únicamente el 5% de la proteína se liberó en 25 días a partir del 300PEG(T/S). La lisozima es retenida dentro de la matriz del 300PEG(T/S). Dado que la liberación es rápida para los copolímeros que contienen segmentos de PEG de 1.000 y 4.000 g/mol, la liberación viene determinada principalmente por el hinchamiento de la matriz en lugar de por la degradación. El 4000PEG exhibió la liberación más rápida, ya que se hincha más que las otras composiciones (apéndice 1), lo que resulta en un coeficiente de difusión mayor.

La BSA es la proteína mayor (67 kD) utilizada para este estudio de liberación (gráfico 4). El polímero 1000PEG presenta una liberación completa en 80 días y el 4000PEG en 100 días, mientras que la liberación de BSA a partir del polímero 600PEG todavía no ha finalizado el día 125.

El gran tamaño de la proteína provoca un tiempo de retraso al principio: no existe ninguna difusión inicial hacia el exterior de la matriz. Si la liberación estuviera determinada principalmente por el hinchamiento de la matriz, sería de esperar una velocidad de liberación creciente al aumentar la longitud del segmento PEG. Sorprendentemente, la liberación a partir de la composición 1000 es la más rápida y, en consecuencia, está ligada al esquema de degradación. Debido a la degradación, al cabo de aproximadamente 40-50 días la matriz está más abierta a la difusión de proteína. Además, la liberación de la composición 4000 fue más rápida que en la composición 600, mientras que los perfiles de degradación eran idénticos. Esto se debe a una combinación de los efectos de hinchamiento y de degradación.

C. Efecto del tamaño natural de la proteína en la liberación

Los experimentos se llevaron a cabo con las mismas 3 longitudes de PEG que anteriormente (600, 1000 y 4000) y el mismo porcentaje de succinato (50%). Del mismo modo, se utilizaron también las proteínas lisozima, anhidrasa carbónica y BSA.

Como ejemplo, en el gráfico 5 se muestran las liberaciones de BSA, lisozima y anhidrasa carbónica a partir de la composición 1000PEG(T/S).

En el gráfico 5 pueden observarse dos perfiles de liberación. Las proteínas más pequeñas, tales como lisozima o anhidrasa carbónica, mostraron una mayor liberación a corto término (en horas/días) debido a la difusión a través de la matriz. Inicialmente, dado que la BSA es demasiado grande, prácticamente no existe difusión. Posteriormente, la difusión de BSA aumenta debido a la degradación. Como conclusión, la velocidad de liberación disminuye a medida que aumenta el tamaño de la proteína.

IV. Conclusión

Se evaluó la liberación de nuevos copolímeros que contenían succinato porque la velocidad de degradación de los copolímeros de PEGT/PBT era demasiado lenta para algunas aplicaciones. Se observó que la liberación de proteína era más rápida para polímeros que contenían succinato que para los poli(éter-éster)es aromáticos. La lisozima fue liberada a partir de 1000PEG(T/S)60PB(T/S)40 (50% de succinato) en 5 horas, mientras que para la composición comparable de PEGT/PBT tardó 30 días. Al aumentar el peso molecular de PEG, más rápida fue la liberación. Del mismo modo, al aumentar el porcentaje de succinato la liberación también fue más rápida. Se observaron dos perfiles de liberación. Para proteínas pequeñas (lisozima, anhidrasa carbónica), la liberación fue rápida a través de la matriz hinchada y se obtuvo una liberación de primer orden. Para la proteína mayor (BSA), la liberación se correlacionó con el comportamiento de degradación del copolímero y se observó un perfil de liberación
retardada.

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Ejemplo 5

Degradación in vivo

Se prepararon discos porosos (d = 16 mm) utilizando un procedimiento de moldeo por evaporación de solvente y lixiviación de sales. Se implantaron muestras irradiadas con rayos gamma subcutáneamente en el lomo de ratas Wistar grandes, a lo largo de la línea dorso-medial. Se explantaron las muestras tras 2, 8 y 15 semanas. Se llevó a cabo un análisis por GPC de los copolímeros tras la extracción desde el tejido utilizando cloroformo.

Para este estudio se utilizaron cuatro composiciones copoliméricas con una relación fija de Mw de PEG (1.000D) y PEG(T/S)/PB(T/S) (65/35) y una relación variable de sustitución de succinato. En los resultados 10% S, por ejemplo, significa que la relación entre tereftalato y succinato es 90/10.

Los resultados de la degradación in vivo (disminución de peso molecular) se muestran en el gráfico 6. A efectos de comparación, la pérdida de peso molecular in vitro se muestra en el gráfico 7.

La degradación in vivo parece progresar más rápidamente que in vitro. A diferencia de la degradación in vitro, la sustitución del 10% se degrada de forma claramente más rápida que el copolímero sustituido en un 0%. Pueden observarse tendencias comparables para los otros copolímeros, aunque a una velocidad más rápida.

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Ejemplo 6

Comportamiento de hinchamiento

Se sintetizaron cuatro composiciones copoliméricas tales como las descritas en el ejemplo 1. El copolímero tenía un Mw de PEG (1.000 D) y una relación PEG(T/S)/PB(T/S) (65/35) fijos y una relación de sustitución de succinato variable. Una sustitución, por ejemplo, del 10% indica que un 10% en moles de los grupos diácidos consisten en succinato, y el 90% en moles restante es tereftalato.

El hinchamiento de las películas se determina pesándolas antes y después de la incubación en el tampón de liberación durante 3 días. La ecuación utilizada para calcular la relación de hinchamiento de volumen de equilibrio es la siguiente ecuación 1:

Q = 1 + \frac{1.2\ x\ (M_{hinchado} - M_{seco})}{M_{seco}} ; en la que 1,2 es la densidad del copolímero

Ecuación 1: relación de hinchamiento de equilibrio

Resultados

La tabla 6 siguiente muestra claramente que el aumento de la sustitución de grupos tereftálicos por grupos de succinato aumenta la velocidad de hinchamiento.

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Claims

1. Dispositivo médico que comprende un copolímero aleatorio, el cual comprende las unidades monoméricas

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y

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en las que

*: representa un enlace a otra unidad monomérica;

X: representa un resto que contiene un grupo aromático;

Y: es un resto alquileno;

Z: representa un resto alquileno o alquenileno;

n: es un entero comprendido entre 1 y 250, preferentemente entre 8 y 100; y

m: es un entero comprendido entre 2 y 16.

2. Dispositivo médico, según la reivindicación 1, en el que la fracción en peso combinada de las unidades monoméricas A y C del copolímero está comprendida entre 0,1 y 1.

3. Dispositivo médico, según la reivindicación 1 ó 2, en el que la fracción en peso combinada de la suma del número de unidades monoméricas C y el número de unidades monoméricas D del copolímero está comprendida entre 0,01 y 1, preferentemente entre 0,05 y 0,99.

4. Dispositivo médico, según una de las reivindicaciones anteriores, en el que, en el copolímero, X es un grupo fenilo.

5. Dispositivo médico, según una de las reivindicaciones anteriores, en el que, en el copolímero, Y se selecciona de entre el grupo que consiste en etileno, propileno, butileno y combinaciones de los mismos.

6. Dispositivo médico, según una de las reivindicaciones anteriores, en el que, en el copolímero, Z se selecciona de entre el grupo que consiste en etenileno, propileno, butilenos, hexileno y octileno.

7. Dispositivo médico, según una de las reivindicaciones anteriores, en el que el copolímero tiene un peso molecular promedio en peso comprendido entre 10.000 y 500.000 g/mol, preferentemente entre 40.000 y 300.000 g/mol.

8. Dispositivo médico, según una de las reivindicaciones 1 a 7, que es un armazón de ingeniería de tejido in vitro, una matriz para la liberación controlada de fármaco, un sustituto para reparación de tejido, una sutura, un tornillo óseo, un anclaje de sutura, una aguja achaflanada o no achaflanada, o una grapa.

9. Utilización de un copolímero que comprende las unidades monoméricas

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y

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en las que

*: representa un enlace a otra unidad monomérica;

X: representa un resto que contiene un grupo aromático;

Y: es un resto alquileno;

Z: representa un resto alquileno o alquenileno;

n: es un entero comprendido entre 1 y 250, preferentemente entre 8 y 100; y

m: es un entero comprendido entre 2 y 16,

para la preparación de un medicamento para reparación de tejido o para liberación controlada de fármaco.