ES2282521T3 - Olimero biodegradable. - Google Patents

Abstract

Un polímero que comprende un polímero de condensación biodegradable de glicerol y un diácido, teniendo el polímero un módulo elástico de deformación de acuerdo con ASTM D412 - 98a de 3 MPa o menos.

Description

Polímero biodegradable.

Financiación del gobierno

El trabajo descrito en esta memoria descriptiva ha estado subvencionado, en parte, mediante una subvención de los Institutos Nacionales de Salud (nº 5- R01-HL60435-02). De acuerdo con lo anterior, el Gobierno puede tener ciertos derechos en esta invención.

Antecedentes de la invención

Los polímeros biodegradables tienen un potencial significativo en diversos campos de la medicina, tales como ingeniería de tejidos, administración de fármacos, y sensibilización in vivo. Muchos dispositivos biomédicos se implantan en un ambiente mecánicamente dinámico en el cuerpo, que requiere que los implantes se sostengan y se recuperen de diversas deformaciones sin irritación mecánica del tejido circundante. En muchos casos las matrices y estructuras de estos implantes se deben fabricar idealmente de polímeros biodegradables que imitan las funciones de la matriz extracelular (ECM), un red suave, resistente y proteinácea elastomérica que proporciona estabilidad mecánica e integridad estructural a los tejidos y órganos. Por lo tanto, un polímero biodegradable elastomérico que se recupere fácilmente de las deformaciones relativamente grandes es ventajoso para mantener la función apropiada de los implantes (Peppas, N. A. y col, New Challenges in Biomaterials. Science 263: 1715 - 20, 1994; Langer, R., Biomaterials: Status, Challenges and Perspectives. AlChE J. 46: 1286 - 1289, 2000). Sin embargo, los polímeros biodegradables más actualmente disponibles no son elastoméricos, y > 95% de los ingresos de estos polímeros se genera por suturas bioabsorbibles. Por ejemplo, el PLGA tiene un módulo de 2 GPa y una elongación máxima de aproximadamente 2 - 10%. Por el contrario, el módulo del colágeno es 1,2 GPa, y el módulo de la elastina es 410 kPa. Los polímeros biodegradables comunes a menudo requieren modificación de la superficie para la capacidad de humectación y unión a las células (Gao, J.,
Niklason, y col., Surface Hydrolysis of Poly (glycolic acid) Meshes Increases the Seeding Density of Vascular Smooth Muscle Cells. J. Biomed. Mater. Res. 42: 417 - 424, 1998) y están sometidos a encapsulación fibrosa (Anderson, J. M., y col., Biodegradation and Biocompatibility of PLA and PLGA Microspheres. Adv. Drug Deliv. Rev. 28: 5 - 24, 1997; Anderson, J. M., in vivo Biocompatibility of Implantable Delivery Systems and Biomaterials. Eur. J. Pharm. Biopharm. 40: 1 - 8 1994).

Sumario de la invención

En un aspecto, la invención es un polímero que comprende un polímero de condensación biodegradable de glicerol y un diácido. El polímero tiene un módulo elástico de flexibilidad de 5 MPa o menos. El polímero puede ser biocompatible, elastomérico, o ambos. La relación del glicerol al diácido puede estar entre 1 y 1,5. El diácido puede ser ácido sebácico. Como alternativa, el diácido puede tener pocos carbonos, por ejemplo, entre 3 y 9 átomos de carbono. Diácidos más largos que tienen cadenas más largas que 10, 15, 20, ó 25 átomos de carbono, también se pueden usar. El diácido puede incluir uno o más dobles enlaces, y grupo aromático, una amina, un grupo hidroxilo, un átomo de halógeno, una cadena lateral alifática, o cualquier combinación de los anteriores. El polímero puede estar reticulado. El polímero puede tener una densidad de reticulación de 40% o menos, menos de 30%, menos de 20%, menos de 20%, menos de 5%, menos de 1%, menos de 0,5%, o menos de 0,05%. El módulo de Young del polímero puede ser menor de 3 MPa, menor de 1 MPa, menor de 0,5 MPa, menor de 0,1 MPa, o menor de 0,01 MPa. La resistencia límite a la tracción del polímero puede ser mayor que 0,5 MPa. El polímero puede tener una elongación máxima mayor que 250%. Cuando el polímero se expone a un ambiente acuoso, puede estar caracterizado por la erosión de
superficie.

El polímero puede además incluir una biomolécula, un grupo hidrófilo, un grupo hidrófobo, un grupo orgánico no proteico, un ácido, una molécula pequeña, un agente bioactivo, o cualquier combinación de los anteriores. Por ejemplo, la biomolécula puede ser un factor de crecimiento, la secuencia de adhesión de células, polinucleótido, polisacárido, polipéptido, componente de la matriz extracelular, o cualquier combinación de los anteriores. Estos grupos moleculares pueden estar unidos al polímero a través de un enlace covalente o un enlace no covalente, por ejemplo, un enlace de hidrógeno, una interacción electrostática, una interacción hidrófoba, o una interacción de van der Walls.

El polímero puede estar sembrado con células, por ejemplo células de tejido conjuntivo, células de órgano, células musculares, células nerviosas, o alguna combinación de éstas. En otra realización, el polímero puede además comprender un segundo polímero como una mezcla o aducto. El segundo polímero puede ser biodegradable o no biodegradable, y puede ser biocompatible.

Un cromóforo puede estar unido de manera covalente al polímero. Un receptor puede estar unido de manera covalente al cromóforo o interpuesto entre el cromóforo y el polímero. El polímero puede ser poroso y puede incluir un porógeno. La forma del polímero puede ser particulada, un tubo, una esfera, una hebra, una hebra en espiral, una red capilar, una película, una fibra, una malla, o una hoja. En otro aspecto, la invención es un polímero que comprende un polímero biodegradable, de condensación elastomérico de glicerol y un diácido. En otra realización, la invención es un polímero que comprende un polímero de de condensación biodegradable de glicerol y un diácido, en el que el polímero se adapta y se construye para uso como un adhesivo.

En otro aspecto, la invención es un dispositivo de administración de fármacos que comprende el copolímero gli-
cerol - diácido y una molécula pequeña, una molécula bioactiva, o ambas. La molécula pequeña o bioactiva puede estar unida de manera covalente o no covalente al polímero. El dispositivo de administración de fármaco se puede adaptar para ser implantado en la región abdominal de un paciente y la molécula pequeña o bioactiva puede ser un agente antiinflamatorio.

En otro aspecto, la invención es un dilatador vascular cardíaco (i) que comprende una malla de metal expandible y un revestimiento que comprende el copolímero glicerol - diácido o (ii) una mezcla o aducto del copolímero y un segundo polímero biocompatible: Tanto el dilatador vascular revestido como el dilatador vascular polimérico pueden incluir una molécula pequeña o un agente bioactivo dispuesto dentro del polímero, por ejemplo, unido de manera covalente o no covalente al polímero el segundo polímero biocompatible, o ambos. El segundo polímero biocompatible puede ser biodegradable o no biodegradable.

En otro aspecto, la invención es una prenda absorbente que incluye una hoja superior permeable al líquido, una hoja posterior que comprende el copolímero glicerol - diácido, y un cordón absorbente de líquido dispuesto entre la hoja superior y la hoja posterior. El polímero puede ser degradable en un vertedero, y la prenda puede ser un pañal, protector de incontinencia, compresa sanitaria, forro de panty, o un apósito quirúrgico.

En otro aspecto, la invención es una goma de mascar que incluye el copolímero glicerol - diácido y un agente aromatizante, colorante o ambos. La goma de mascar puede además incluir una molécula pequeña, un nutriente, o ambos que pueden estar unidos de manera covalente o no covalente al polímero.

En otra realización, la invención es un globo que se puede inflar que incluye el copolímero glicerol - diácido y que se puede degradar en un ambiente externo. En otra realización, la invención es un cebo de pesca o mosca de pesca que incluye el copolímero glicerol - diácido y un anzuelo; el polímero se degrada después de la exposición a un ambiente acuoso. En otra realización, la invención es una bolsa desechable que incluye el copolímero glicerol - diácido.

En otro aspecto, la invención es una construcción de ingeniería de tejidos que incluye un polímero de condensación biodegradable elastomérico de glicerol y diácido. La relación del glicerol al diácido puede estar entre 1 y 1,5. El diácido puede ser ácido sebácico. Como alternativa, el diácido puede tener cadenas de carbono que tienen pocos o más átomos de carbono, por ejemplo, entre 3 y 9 carbonos, más de 10 carbonos, más de 15 carbonos, más de 20 carbonos, o más de 25 carbonos.

El polímero puede tener una densidad de reticulación de 40% o menos, menos de 30%, menor de 20%, menor de 20% o menor de 5%. El módulo de Young del polímero puede ser menor de 5 MPa, 3 MPa, menor de 1 MPa, menor de 0,5 MPa, menor de 0,1 MPa, o menor de 0,01 MPa. La resistencia límite a la tracción del polímero puede ser mayor de 0,5 MPa. El polímero puede tener una elongación máxima mayor de 250%. Cuando el polímero se expone a un ambiente fisiológico, puede estar caracterizado por la erosión de la superficie.

El tejido se puede seleccionar entre tejido muscular, tejido conjuntivo, tejido nervioso, tejido de órganos, tejido epitelial, o cualquier combinación de estos. Por ejemplo, el tejido puede ser piel, pulmón, músculo cardíaco, músculo esquelético, músculo liso, válvula cardíaca, tejido óseo, nervioso, de riñón, de vejiga, de hígado, de tendón, de ligamentos, o de páncreas.

La construcción puede estar sembrada con células de tejido conjuntivo, células de órganos, células musculares, células nerviosas, o algunas combinaciones de éstas. Por ejemplo, las células pueden ser tenocitos, fibroblastos, células de ligamento, células endoteliales, células pulmonares, células epiteliales, células de músculo liso, células de músculo cardíaco, células de músculo esquelético, células de los islotes, células nerviosas, hepatocitos, células de riñón, células de vejiga, células uroteliales, condrocitos, o células de formación de hueso.

La forma del polímero puede ser particulada, un tubo, una esfera, una hebra, una hebra en espiral, una red capilar, una película, una fibra, una malla, o una hoja. El polímero puede ser poroso, y la construcción de ingeniería de tejido puede incluir un porógeno.

La construcción puede además incluir una biomolécula, un grupo hidrófilo, un grupo hidrófobo, un grupo orgánico no proteico, un ácido, una molécula pequeña, una molécula bioactiva, o alguna combinación de éstas. La construcción puede además incluir un segundo polímero biocompatible que puede formar una mezcla o un aducto con el polímero de condensación biocompatible. El segundo polímero biocompatible puede ser biodegradable o no bio-
degradable.

En otro aspecto, la invención es un procedimiento de producción de un polímero. La invención incluye las etapas de combinar cantidades molares iguales de glicerol y un diácido para formar una mezcla, manteniendo la mezcla a una temperatura de 120ºC en una atmósfera inerte a una presión de 1 Torr (0,133 kPa) durante 24 horas, y manteniendo la temperatura a una temperatura de 120ºC y una presión de 40 mTorr (0,005 kPa) hasta que la mezcla forma un polímero que tiene una densidad de reticulación predeterminada. La mezcla se puede mantener a 40 mTorr (0,005 kPa) durante 24 horas o 48 horas. La etapa de combinación puede además incluir la adición de un porógeno, por ejemplo, azodicarboimida, una sal de haluro alcalino, o una sal soluble en agua, a la mezcla. La mezcla polimerizada se puede sumergir en agua para retirar por lixiviación el porógeno. El procedimiento pude además incluir la modificación de grupos hidroxilo sobre el polímero con una o más de una biomolécula, un grupo hidrófilo, un grupo hidrófobo, un grupo orgánico no proteico, un ácido, una molécula pequeña o un agente bioactivo.

El procedimiento puede además incluir las etapas de proporcionar un sustrato que tenga un patrón predeterminado de estrías y canales y un revestimiento de sacrificio de un material soluble en agua, colar la mezcla sobre el sustrato después de la etapa de combinación, y, después de que la mezcla tener la densidad de reticulación predeterminada, disolver la capa de sacrificio para liberar el polímero del sustrato. El polímero tiene un patrón de liberación que corresponde al patrón predeterminado. El patrón de liberación en el polímero puede estar cubierto formando canales cubiertos. Por ejemplo, la cubierta puede incluir un copolímero elastomérico de glicerol y diácido. La etapa de revestimiento puede incluir proporcionar una cubierta, disponer de una mezcla equimolar polimerizada parcialmente de glicerol y un diácido entre la cubierta y el polímero, y reticular la mezcla equimolecular. Una cubierta también puede proporcionarse combinando cantidades moleculares iguales de glicerol y un diácido para formar una mezcla, manteniendo la temperatura a una temperatura de 120ºC en una atmósfera inerte a una presión de 1 Torr (0,133 kPa) durante 24 horas, conformar la mezcla como una hoja, disponer la hoja sobre el patrón de relieve en el polímero, y mantener la mezcla a una temperatura de 120ºC en una atmósfera inerte a una presión de 1 Torr (0,133 kPa) hasta que la hoja tenga una densidad de reticulación predeterminada. La mezcla se puede formar en una hoja antes o después de la etapa de mantenimiento inicial.

Definiciones

"Biomoléculas". El término "biomoléculas", como se usa en esta memoria descriptiva, se refiere a moléculas (por ejemplo, proteínas, aminoácidos, péptidos, polinucleótidos, nucleótidos, carbohidratos, azúcares, lípidos, nucleoproteínas, glicoproteínas, lipoproteínas, esteroides, etc) o bien de origen natural o creadas artificialmente (por ejemplo, mediante procedimientos sintéticos o recombinantes) que se encuentran comúnmente en células y tejidos. Las clases específicas de biomoléculas incluyen, pero no se limitan a, enzimas, receptores, neurotransmisores, hormonas, citocinas, modificadores de respuesta celular tales como factores de crecimiento y factores quimiotácticos, anticuerpos, vacunas, haptenos, toxinas, interferones, ribozimas, agentes de sentido contrario, plásmidos, ADN y ARN.

"Biocompatible". El término "biocompatible", como se usa en esta memoria descriptiva pretende describir materiales que no inducen una respuesta perjudicial sustancial in vivo.

"Biodegradable". Como se usa en esta memoria descriptiva, polímeros "biodegradables" son polímeros que se degradan completamente (es decir, por debajo de especies monoméricas) en condiciones fisiológicas o endosomales. En realizaciones preferidas, los polímeros y subproductos de biodegradación de polímeros son biocompatibles. Los polímeros biodegradables no son necesariamente hidrofílicamente degradables y pueden requerir acción enzimática para degradarse completamente.

"Elastómero". Como se usa en esta memoria descriptiva, un elastómero es un material macromolecular que puede regresar rápidamente a la forma aproximada desde la que se ha sustancialmente deformado por una débil tensión. El caucho es el elastómero más común.

"Condiciones endosomales". La frase "condiciones endosomales" como se usa en esta memoria descriptiva, se refiere al intervalo de de condiciones químicas (por ejemplo, pH, fuerza iónica) y bioquímicas (por ejemplo, concentraciones de enzima) que probablemente se van a encontrar dentro de las vesículas endosomales. Para la mayoría de las vesículas endosomales, los intervalos de pH endosomal varía entre aproximadamente 5,0 y 6,5.

"Condiciones fisiológicas". La frase "condiciones fisiológicas" como se usa en esta memoria descriptiva, se refiere al intervalo de de condiciones químicas (por ejemplo, pH, fuerza iónica) y bioquímicas (por ejemplo, concentraciones de enzima) que probablemente se van a encontrar en los fluidos intracelulares y extracelulares de los tejidos. Para la mayoría de los tejidos, el pH fisiológico varía entre aproximadamente 7,0 y 7,4.

"Polinucleótido", "ácido nucleico", u "oligonucleótido". Los términos "polinucleótido". "ácido nucleico", u "oligonucleótido" se refiere a un polímero de polinucleótidos. Los términos "Polinucleótido". "ácido nucleico", y "oligonucleótido", se pueden usar indistintamente. Típicamente, un polinucleótido comprende al menos tres nucleótidos. Los ADN y ARN son polinucleótidos. El polímero puede incluir nucleósidos naturales (es decir, adenosina, timidina, guanosina, ciclina, uridina, desoxiadenosina, dosoxitimidina, desoxiguanosina, y desoxicitidina), análogos de nucleósidos (por ejemplo, 2-aminoadenosina, 2-tiotimidina, inopina, pirrolo-pirimidina, 3-metiladenosina, C5-propinilcitidina, C5-propiiniluridina, C5-bromouridina, C5-fluorouridina, C5-yodouridina, C5-metilcitidina, 7-desazaadenosina, 7-desazaguanosina, 8-oxoadenosina, 8-oxoguanosina, O(6)-metilguanina, y 2-tiocitidina), bases modificadas químicamente, bases modificadas biológicamente (por ejemplo, bases metiladas), bases intercaladas, azúcares modificadas (por ejemplo, 2'-fluororribosa, ribosa, 2'-desoxiribosa, arabinosa y hexosa), o grupos fosfato modificados (por ejemplo, enlaces fosforotioatos y 5'-N-fosforoamidita).

"Polipéptido", "péptido", o "proteína". De acuerdo con la presente invención, un "polipéptido", "péptido", o "proteína" comprende un cordón de al menos tres aminoácidos unidos entre sí por enlaces peptídicos. Los términos "polipéptido", "péptido", y "proteína" se pueden usar indistintamente. Péptido se puede referir a un péptido individual o una colección de péptidos. Los péptidos de la invención preferiblemente contienen solamente aminoácidos naturales, aunque aminoácidos no naturales (es decir, compuestos que no se presentan en la naturaleza pero que se pueden incorporar en una cadena polipéptidica; véase por ejemplo http://www.cco.caltech.edu/-dadgrp/Unnatstruct.gif, que muestra estructuras de aminoácidos no naturales que se han incorporado con éxito en canales iónicos funcionales) y/o análogos de aminoácidos como se conocen en la técnica se pueden emplear de manera alternativa. También, se puede modificar uno o más de los aminoácidos en un péptido de la invención, por ejemplo, mediante la adición de una entidad química tal como un grupo carbohidrato, un grupo fosfato, un grupo farnesilo, un grupo isofarnesilo, un grupo de ácido graso, un engarce para conjugación, funcionalización, u otra modificación, etc. En una realización preferida, las modificaciones del péptido conducen a un péptido más estable (por ejemplo, semivida mayor in vivo).Estas modificaciones pueden inducir la ciclación del péptido, la incorporación de aminoácidos D, etc. Ninguna de las modificaciones debe interferir sustancialmente con la actividad biológica deseada del péptido.

"Polisacárido", "carbohidrato", u "oligosacárido". Los términos "polisacárido", "carbohidrato", u "oligosacárido" se refiere a un polímero de azúcares. Los términos "polisacárido", "carbohidrato", u "oligosacárido", se pueden usar indistintamente. Típicamente, un polisacárido comprende al menos tres azúcares. El polímero puede incluir azúcares naturales (por ejemplo, glucosa, fructosa, galactosa, manosa, arabinosa, ribosa, y xilosa) y/o azúcares modificados (por ejemplo, 2'-fluororribosa, 2'-desoxirribosa, y hexosa).

"Molécula pequeña": Como se usa en esta memoria descriptiva, el término "molécula pequeña" se usa para referirse a moléculas, o bien de origen natural o creadas de manera artificial (por ejemplo, mediante síntesis química), que tienen un peso molecular relativamente bajo. Típicamente, las moléculas pequeñas son monoméricas y tienen un peso molecular de menos de aproximadamente 1500 g/mol. Las moléculas pequeñas preferidas son biológicamente activas ya que producen un efecto local o sistémico en animales, preferiblemente mamíferos, más preferiblemente seres humanos. En ciertas realizaciones preferidas, la molécula pequeña es un fármaco. Preferiblemente, aunque no necesariamente, el fármaco es uno que ya se ha considerado seguro y eficaz para uso por la agencia de gobierno apropiado o cuerpo. Por ejemplo, fármacos para uso humano enumerado por el FDA en 21 C. F. R. \NAK\NAK 330.5, 331 a 361, y 440 a 460: los fármacos para uso veterinario enumerados por el FDA en 21 C. F. R. \NAK\NAK 500 589, incorporados en esta memoria descriptiva como referencia, se consideran todos aceptables para uso de acuerdo con la presente invención.

"Agentes bioactivos": Como se usa en esta memoria descriptiva, "agentes bioactivos" se usa para referirse a compuestos o entidades que alteran, inhiben, activan o de otra manera afectan a episodios biológicos o químicos. Por ejemplo, los agentes bioactivos pueden incluir, pero no se limitan a, sustancias anti-SIDA, sustancias anticáncer, antibióticos, inmunosupresores, sustancias antivirales, inhibidores enzimáticos, neurotoxinas, opioides, hipnóticos, antihistamínicos, lubricantes, tranquilizantes, anticonvulsivos, relajantes musculares y sustancias antiparkinson, antiespasmódicos y contractotes del músculo incluyendo bloqueadores de canales, mióticos y anticolinérgicos, compuestos antiglaucoma, compuestos antiparásitos y/o antiprotozoos, moduladores de interacciones de la matriz extracelular de las células incluyendo inhibidores del crecimiento celular y moléculas antiadhesión, agentes vasodilatadores, inhibidores de ADN, ARN, o síntesis de proteína, antihipertensivos, analgésicos, antipiréticos, agentes antiinflamatorios esteroidales y no esteroidales, factores antiangiogénicos, factores antisecretores, agentes anticoagulantes y/o agentes antitrombóticos, anestésicos locales, oftálmicos, prostaglandinas, antidepresivos, sustancias antipsicóticas, antieméticos, y agentes formadores de imagen. En ciertas realizaciones, el agente bioactivo es un fármaco.

Un listado más completo de agentes bioactivos y fármacos específicos adecuados para uso en la presente invención se pueden encontrar en "Pharmaceutical Sustances: Syntheses, Patents, Applications" por Alex Kleemann y Jurgen Engel, Thieme Medical Publishing, 1999; the "Merck Index: An Enciclopedia of Chemicals, Drugs, and Biologicals", Editado por Susan Budavari y col., CRC Press, 1996, y The United Status Pharmacopeia- 25/Nacional Formulary-20 publicada por The United Status Pharmacopeia Convention Inc., Rockville MD, 2001, todas las cuales se incorporan en esta memoria descriptiva como referencia.

"Tejido"; como se usa en esta memoria descriptiva, el término "tejido" se refiere a una colección de células similares combinadas para realizar una función específica, y cualquier matriz extracelular que rodea a las células.

Breve descripción de los dibujos

La invención se describe con referencia a las varias figuras de los dibujos, en los que,

La figura 1 A es un diagrama esquemático de las reticulaciones en la elastina.

La figura 1 B ilustra la estructura química de las reticulaciones en el colágeno.

La figura 1 C ilustra la estructura química de las reticulaciones en el biocaucho.

La figura 1 D es un diagrama esquemático de las reticulaciones en el biocaucho.

La figura 2 muestra el espectro infrarrojo transformado de Fourier (FT - IR) para el biocaucho.

La figura 3 A muestra la curva de tensión - deformación para PGS, caucho vulcanizado, y P4HB (UTS - resistencia límite a la tracción);

La figura 3 B muestra los resultados de un ensayo de compresión de PGS.

La figura 4 son microfotografías que muestran la morfología de las células HASMC y número en (A) pocillo de polímero y (B) control del pocillo siete días después de la siembra (barra de escala = 100 \mum);

La figura 5 son microfotografías que comparan la morfología de células de fibroblastos NIH 3T3 y número en los pocillos de muestra de PGS (A) y pocillos de control de PLGA (B), seis días después de la siembra (barra de escala = 200 \mum);

La figura 6 es un gráfico que compara la velocidad de crecimiento de las células de fibroblastos NIH 3T3 en pocillos de PGS (\circ) y pocillos de PLGA (\square) (la absorción de MTT medida a 570 nm, valor normalizado mostrado);

La figura 7 es una serie de microfotografías (barra de escala = 500 \mum) de piel de rata (la piel en la parte superior de la microfotografía muestra el espesor entero de la piel con subdermis en el sitio de implantación de PGS (indicado por *) con contraste proporcionado por un tinte H&E: (A) 5 días después de la implantación (pi); (B) 12 días pi; (C) 60 días pi;

La figura 8 es una serie de fotomicrofotografías de piel de rata (piel en la parte inferior de la micrografía) que muestra las características de la pared del lumen y espesor después de la implantación de PGS con contraste proporcionado por un tinte H & E: (A) 12 días pi; (barra de escala = 100 \mum) (B) 19 días pi, (barra de escala = 50 \mum) tinte MTS de inserción (C) 31 días pi, (barra de escala = 50 \mum) MTS de inserción;

La figura 9 es un gráfico que muestra la velocidad de crecimiento de ratas después de la implantación de injertos de PGS;

La figura 10 es una serie de microfotografías de piel de rata comparando las características de la pared del lumen (H & E, 10 x) y espesor de la cápsula fibrosa (inserciones, MTS, 5 x) en los sitios de implantación a lo largo del tiempo: (A, C, E) PGS 7, 21 y 35 días después de la implantación, respectivamente; (B, D, F) PLGA, 7, 21, y 35 días después de la implantación, respectivamente (parte superior, piel; área de blanco, sitio de implantación; barra de escala = 200 \mum);

La figura 11 es un gráfico que muestra el cambio de espesor de las respuestas inmunes con el tiempo para PGS y PLGA (zona inflamatoria; PGS (\circ); PLGA (\square).

Cápsula fibrosa: PGS (\bullet); PLGA (\blacksquare));

La figura 12 es una serie de fotografías de explantes PGS (A - F) y PLGA (G - J) en diversos momentos de la degradación (PGS, A: 0 día, B: 7 días; C: 14 días; D: 21 días; E: 28 días; F: 35 días. PLG, G: 0 día; H: 7 días; I: 14 días; J: 21 días);

La figura 13 es una serie de microfotografías electrónicas de barrido de explantes de PGS (A - F) y PLGA (G - J) en diversos momentos de degradación (PGS, A: 0 día, B: 7 días; C: 14 días; D: 21 días; E: 28 días; F: 35 días. PLGA, G: 0 día; H: 7 días; I: 14 días; J: 21 días); y

La figura 14 es un gráfico que compara los cambios en masa (\square), resistencia mecánica (x), y contenido en agua (\circ) de (A) implantes de PGS (línea sólida) y (B) PLG (línea de puntos) tras la degradación (barras de error: desviación típica, n = 6).

Descripción detallada

El colágeno y la elastina son los componentes proteicos fibrosos principales de ECM. El colágeno proporciona resistencia mecánica a ECM, mientras que la elastina añade elasticidad de tipo de caucho a ciertos ECM, tales como los de los pulmones en los pulmones, ligamentos, y arterias (Matthews, C. K., y col., Biochemistry. The Benjamín/Cummings Publishing Company, Redwood City, 1990; Voet, D., y col., Biochemistry. John Wiley & Son, Inc., Nueva York, 1995). Tanto el colágeno como la elastina son proteínas inusuales que se unen de manera covalente (Fig. 1 A, Fig. 1 B). El colágeno también es único por su alto contenido en hidroxiprolina, un aminoácido raramente encontrado en otras proteínas. Además de la reticulación covalente, la unión de hidrógeno a través de los grupos de hidroxilo de hidroxiprolina también contribuye a la resistencia mecánica de colágeno (Voes, 1995; Stryer, L. Biochemistry. W. H. Freeman y Company, Nueva York, 1995) Esto se manifiesta en diversas enfermedades donde la resistencia de las fibras de colágeno disminuye de manera notable cuando la densidad de reticulación disminuye de manera significativa, o cuando la producción de hidroxiprolina se interrumpe. La estructura helicoidal triple altamente organizada de fibra de colágeno también contribuye a su gran resistencia a la tensión. Por otra parte, la elastina forma una malla tridimensional de enroscamientos al azar que lo hace elastomérico. (Matthews, 1990; Voet, 1995; Erman, B., y col en Science and Technology of Rubber. Mark, J. E. Burak, E., y Eirich, F. R. eds, Academic Press, San Diego, 1994, pp. 189 - 210). De manera similar, la elasticidad del caucho vulcanizado se atribuye a su malla tridimensional de enroscamientos al azar.

Las fibras de colágeno pueden sostener deformaciones de \sim 20% (Fratzl, P., y col., Fibrillar Structure and Mechanical Properties of Collagen. J. Struct. Biol. 122: 119 - 22 (1998); Wang, J. L., y col., Failure Criterion of Collagen Fiber: Viscoelastic Behavior Stimulated by Using Load Control data. Theor. Appl. Fract. Mech. 27: 1 - 12, 1997), mucho mayor que la mayoría de los polímeros, poli(lactida), poli(glicolida) y sus copolímeros (PLGA) (Storey, R. F., y col Methacrylate-endcapped Poly(D,L-Lactide-co-trimethyñlene carbonate) Oligomers, Network Formation by Thermal Free-radical curing. Polymer 38: 6295 - 6301, 1997; Helminen, A., y col., Biodegradable Cross-linked Polymers Based on Triethoxysilane Terminated Polylactide Oligomers. Polymer 42: 3345 - 3353, 2001). La deformación recuperable es también mayor que la de poli-4-hidroxibutirato (P4HB), que es aproximadamente 10%.

Basándose en los elementos estructurales del colágeno y elastina, se propone la hipótesis de que: (1) se podrían obtener buenas propiedades mecánicas mediante la reticulación covalente (Lee, K. Y., y col., Controlling Mechanical and Swelling Properties of Alginate ydrogels Independently by Cross-Linker Type and Cross-Linking Density. Macromolecules 33: 4291 - 4294, 2000; Anseth, K. S., y col., Photopolymerizable Degradable Polyanhydrides with Osteocompatibility. Nat. Biotechnol. 17: 156 - 9, 199; Nagata y col., Biodegradability of Poly(Ethylene Terephthalate) Copolymers with Poly(Ethylene Glycols) and Poly(Tetramethylene Glycol). Polym. Int. 39: 83 - 9, 1996) de polímeros y enlaces de hidrógeno de grupos hidroxilo; y (2) se podría obtener una elasticidad de tipo de caucho construyendo una malla tridimensional de enroscamientos al azar mediante la copolimerización donde al menos un monómero es trifuncional (Erman, 1994).

Para realizar este diseño, los inventores consideran los siguientes criterios: (1) como mecanismo de degradación los inventores eligen la hidrólisis por enzima de la degradación enzimática, ya que el nivel de enzima varía entre los individuos y las actividades enzimáticas varían con el tiempo incluso para la misma persona (Langer, 2000); (2) como enlacé químico hidrolizable los inventores eligen éster por sus procedimientos sintéticos establecidos y versátiles (March, J. Advanced Organic Chemistry. John Wiley & Sons, Inc., Nueva York, 1992); (3) se prefiere la densidad baja en la densidad de reticulación, ya que el grado de reticulación usualmente conduce a polímeros rígidos y frágiles; y (4) los monómeros específicos deben de ser no tóxicos, al menos uno debe ser trifuncional y al menos uno debe proporcionar grupos hidroxilo para el enlace de hidrógeno.

El glicerol [CH_{2}(OH)CH(OH)CH_{2}OH], el bloque de construcción básico para lípidos, satisface los tres requerimientos y se eligió como el monómero de alcohol (Fig. 1C). A partir de los mismos puntos de partida toxicológicos y química polimérica, los inventores inicialmente eligen ácido sebácico [HOOC(CH_{2})_{8}COOH] como el monómero de ácido. El ácido sebácico es el intermedio metabólico natural en la oxidación \omega de los ácidos grasos de cadena media a larga (Liu, G., y col., Mechanism for the transport of Alpha, Omega-dicarboxilates Through The Mitochondrial Inner Membrana. J. Biol. Chem. 271: 25338 - 44, 1996; Grego, A. V., Dicarboxylic Acids, an Alternate Fuel Substrate in Parenteral Nutrition: An update. Clin. Nutr. 14: 143 - 8, 1995; Mortensen, P. B., The Biological Origin of Ketotic Dicarboxylic Aciduria. in vivo and in vitro investigations of the Omega-Oxidation of C6-C16-monocarboxylic Acids in Unstarved, Starved and Diabetics rats. Biochem. Biophys. Acta 666: 394 - 404, 1981; Mortensen, P. B., C6-C10-diacrboxylic. Aciduria in Starved, Fat-fed and Diabetic rats Receiving Decanoic Acid or Medium-chain Triacylglycerol. An in vivo Measure of the rate of Beta-oxidation of Fatty Acids. Biochim. Biophys Acta 664: 349 - 55, 1981). Se ha mostrado que son seguros in vivo (Tamacia, J., y col., The Development of Polyanhydrides for Drug Delivery Applications. J. Biomater. Sci. Polym. Ed. 3: 315 - 53, 1992) y la Administración de Alimentos y Fármacos de Estados Unidos ha aprobado tanto el glicerol como el ácido sebácico para aplicaciones médicas. El polímero resultante, poli(glicerol - seba-
cato), o PGS, imita parcialmente la esencia de los elementos estructurales del colágeno y de la elastina (Figura 1D).

Otros diácidos de diferentes longitudes, incluyendo ácido malónico [HOOC(CH_{2})COOH] y ácido succínico
[HOOC(CH_{2})_{2}COOH] hasta dímeros de ácidos grasos de cadena larga, también se pueden usar para formar biomateriales elastoméricos de acuerdo con la invención. Los diácidos ejemplares incluyen ácido glutámico (5 carbonos), ácido adípico (6 carbonos), ácido pimélico (7 carbonos), ácido subérico (8 carbonos), y ácido azelaico (nueve carbonos). Los diácidos de cadena larga ejemplares incluyen diácidos que tienen más de 10, más de 15, más de 20, y más de 25 átomos de carbono. Los diácidos no alifáticos se pueden usar. Por ejemplo, versiones de los diácidos anteriores que tienen uno o más dobles enlaces se pueden emplear para producir copolímeros glicerol - diácido. Las aminas y grupos aromáticos también se pueden incorporar en la cadena de carbono. Los diácidos aromáticos ejemplares incluyen ácido tereftálico y carboxifenoxipropano. Los diácidos también pueden incluir sustituyentes también. Los grupos reactivos de tipo amina e hidroxilo incrementarán el número de sitios disponibles para reticulación. Los aminoácidos y otras biomoléculas modificarán las propiedades biológicas del polímero. Los grupos aromáticos, grupos alifáticos y átomos de halógeno modificarán las interacciones entre cadenas dentro del polímero.

Los copolímeros de glicerol - diácido elastoméricos de la invención también se denominan biocaucho debido a su biodegradabilidad y elasticidad. La mayoría de los grupos hidroxilo en el colágeno son a partir de hidroxiprolina, mientras que los grupos hidroxilo en el biocaucho son a partir de glicerol no reticulado. Las reticulaciones en biocaucho pueden ser oligoméricas también. Los inventores anticiparon este planteamiento biomimético produciría polímeros biodegradables con propiedades mecánicas mejoradas y biocompatibilidad.

En una realización preferida, los copolímeros glicerol - diácido de la invención tienen un módulo elástico de flexibilidad de 5 MPa o menos. Los expertos en la técnica reconocerán que el módulo del polímero se puede ajustar dependiendo de la aplicación. Por ejemplo, el polímero puede tener un módulo de menos de 3 MPa, menos de 1 MPa, menos de 0,5 MPa, menos de 0,3 MPa, o menos de 0,1 MPa.

La velocidad de degradación del módulo elástico del polímero se ajusta fácilmente modificando la densidad de reticulación. En ciertas realizaciones, la densidad de reticulación de los polímeros elastoméricos producidos de acuerdo con la invención puede ser 40% o menos de 30%, menos de 20%, menos de 10%, o menos de 5%.

Síntesis y análisis

El PGS se sintetizó mediante policondensación de 0,1 mol de cada glicerol (Aldrich, Milwaukee, WI) y ácido sebácico (Aldrich) a 120ºC en argón durante 24 horas antes de que la presión se reduzca a 1 Torr () a 40 m Torr (0,133 kPa) o 40 mTorr (0,005 kPa) durante 5 horas. La mezcla de reacción se mantuvo a 40 m Torr (0,005 kPa) y 120ºC durante 48 horas. La policondensación de glicerol y ácido sebácico produce un elastómero transparente, casi incoloro que no se hincha o se disuelve en agua. Se han usado procedimientos alternativos para sintetizar, polímeros totalmente reticulados de glicerol y ácido sebácico con una relación molar de glicerol a ácido sebácico de 2:3 (Nagata, 1999).

Las relaciones molares preferidas de copolímeros de glicerol - diácido producidos de acuerdo con la invención varían entre 1:1 y 1:1,5. Se pueden usar catalizadores para reducir la temperatura de reacción, acortar el tiempo de reacción, y aumentar la longitud de cadena individual. Sin embargo, el catalizador debe ser biocompatible o retirarse fácilmente. Un catalizador ejemplar aprobado por el FDA es octoato estannoso (bis(2-etilhexanoato)estaño(II), disponible de Fluka y Strem.

Una pastilla de KBr de PGS recientemente preparado se usó para análisis de FTIR en un espectrómetro Nicolet Magna-IR 550. Para las mediciones de DSC se usó un calorímetro de barrido diferencial de DSC de Perkin - Elmer. El análisis elemental sobre muestras secadas por vacío se realizó por QTI Inc. (Whitehouse, NJ). El ángulo de contacto agua en aire se midió a temperatura ambiente usando el procedimiento de gota conectado directamente y un análisis de imagen de la gota perfilado con sistema de ángulo de contacto de vídeo VCA2000 sobre planchas de polímero fijado en portaobjetos de vidrio.

El análisis químico indica que la reacción de polimerización tiene un rendimiento de cerca de 100%. Por ejemplo, el espectro de FTIR no muestra una tensión carbonilo de un grupo ácido carboxílico libre (Figura 2 A). El polímero se caracteriza tanto por grupos hidroxilo como por una pequeña cantidad de reticulaciones unidas directamente a la estructura central. La tensión de C = O intensa a 1740 cm^{-1} en el espectro infrarrojo transformado de Fourier (FTIR) confirma la formación de enlaces éster. El FTIR también muestra una tensión de OH amplia, intensa a 3448 cm^{-1}, indicando que los grupos hidroxilo están unidos a hidrógeno (Fig. 2).

El análisis elemental confirma la composición del PGS como aproximadamente 1 glicerol: 1 ácido sebácico (calculado para C_{13}H_{22}O_{5}. C: calculado 60,47%, encontrado 60,46%; H: calculado 8,53%, encontrado 8,36%). El polímero es insoluble en agua y se hincha 2,1 +/- 0,33% después de la inmersión en agua durante 24 horas. La superficie del polímero es muy hidrófila debido a los grupos hidroxilo unidos a su estructura central. Su ángulo de contacto agua en aire es 32,0º, casi idéntico al de una película de colágeno de tipo I de 2,7 nm plana (31,9º) (Véase, Dupont - Gillanin, y col. Collagen adsortion on poly(methyl mathacrylate): net-like structure formation upon drying. Polym. Int. 48:
271 - 276, 1999).

La densidad de reticulación se expresa por n (moles de cadenas de malla activas por unidad de volumen), que es 38,3 \pm 3,40 mol/m^{3}, y M_{c}, la masaolecular relativa entre las reticulaciones es 18.300 \pm 1,620, calculado a partir de la siguiente ecuación (Véase, Sperling, L. H., Introduction to Physical Polymer Science, John Wiley & Sons, Nueva York; 1992):

N = E_{0}/3RT = \rho/M_{c}

En la que E_{0} es el módulo de Young, R es la constante universal de los gases perfectos, T es la temperatura, y \rho es la densidad.

La calorimetría por barrido diferencial (DSC) mostró dos temperaturas de cristalización a -52,14ºC y -18,50ºC, y dos temperaturas de fusión a 5,23º y 37,62ºC. No se observó ninguna temperatura de transición vítrea por encima de -80ºC, que es el límite de detección inferior del instrumento. Los resultados de DSC indican que el polímero es totalmente amorfo a 37ºC.

Similar al caucho vulcanizado, este elastómero es un polímero termoestable. Sin embargo, el prepolímero no reticulado se puede procesar en varias formas debido a que se puede fundir en líquido y es soluble en disolventes orgánicos, tales como 1,3-dioxolano, tetrahidrofurano, etanol, isopropanol, y N,N-dimetilformamida. Los inventores han preparado hojas y espumas de PSG con estos procedimientos. En resumen, una mezcla de las partículas de NaCl de tamaño apropiado y una solución de 1,3-dioxolano del prepolímero se vertió en un molde de PTFE. Los expertos en la técnica reconocerán que también se pueden emplear otras sales además de NaCl. El polímero se curó en el molde en una estufa de vacío a 120ºC y 100 m Torr (0,013 kPa). Se obtuvo una estructura porosa después de la lixiviación de la sal en agua desionizada. Los porógenos alternativos incluyen azodicarboimida, que se descompone en nitrógeno, dióxido de carbono, y amoníaco tras calentamiento, y otros porógenos conocidos por los expertos en la técnica. Los requerimientos principales para porógenos iónicos son la solubilidad en agua e interferencia con la polimerización.

Ensayo mecánico

Los ensayos de tracción sobre tiras delgadas de PGS revelan una curva de tensión - deformación característica de un material elastomérico y resistente (Fig. 3 A, Fig. 3B). Los ensayos de tracción se realizaron sobre seis tiras de 25 x 0,7 mm cortadas de hojas de polímero de acuerdo con ASTM convencional D 412-98a sobre un Instron 5542 equipado con una celda de carga de 50 N. Tiras de caucho vulcanizado y P4HB (Metabolix, Cambridge, MA) (25 x 5 x 0,5 mm) se cortaron de hojas de polímero. La velocidad de deflección se mantuvo a 50 mm/min. Las muestras se alongaron hasta que fallaron. Discos cuadrados de 5 x 5 x 2 mm se usaron para evaluar los ensayos de compresión de acuerdo con el D575-91 convencional de ASTM sobre un Instron 8501 equipado con una celda de carga de 5000 N. La velocidad de flexión se mantuvo a 2 mm/min. Las muestras se comprimieron hasta 70% y se ciclaron 3 veces.

La forma no lineal de la curva tensión - deformación es típica para los elastómeros y se parece a los de los ligamentos (Yamaguchi, S., Analysis of Stress - Strain Curves at Fast and Show Velocities of Loading in vitro in the Transverse Section of the Rat Incisor Periodontal Ligament Following the Administration of Beta-amino-propionitrile. Arch. Oral. Biol. 37: 439 - 44, 1992; Komatsu, K., y col., The effect of Velocity of Loading on the Biomechanical Responses of the Periodontal Ligament in Transverse Sections of the Rat Molar in vitro. Arch. Oral. Biol. 38: 369 - 75, 1993; Chiba, M., y col., Mechanical Responses of the Periodontal Ligament in the Transverse Section of the Rat Mandibular Incisor at various Velocities of Loading in vitro. J. Biomech. 26: 561 - 70, 1993) y caucho vulcanizado (Nagdi, K. Rubber as an Engineering material Guideline for Users, Hansesr, Munich, 1993) (Figura 3 A). Comparado con los materiales duros y frágiles, que tienen módulos altos (la pendiente inicial de la curva tensión - deformación y baja deformación (deformación relativa), el PGS se puede alongar de manera repetida hasta al menos tres veces su longitud original sin ruptura. La elongación total se desconoce, debido a que las roturas de la sujeción se produjeron a una deformación de 267 \pm 59,4%. El módulo de tensión de Young del polímero es 0,282 \pm 0,0250 MPa, lo que indica un material blando. La resistencia límite a la tracción es > 0,5 MPa, punto al que las tiras de PGS se rompieron a partir de la sujeción del probador. El P4HB, un PHA degradable reseñablemente elastomérico (Poirier, Y., y col, Production of polyhydroxyalkanoates, a family of biodegradable plastics and elastomers, in bacteria and plants, Biol. Technology, 13: 142 - 150, 1995; Sodian, R y col., Fabrication of a trileaflet hear valve scaffold from a polyhydroxyalkanoate biopolyester for use in tissue engineering. Tissue Eng., 6: 183 - 187, 2000), tiene una deformación a rotura a un valor de 11,1 \pm 0,491% y un módulo de Young de 253 \pm 5,29 MPa, similar al del polietileno de baja densidad. La última resistencia a la deformación es 10,4 \pm 0,554 MPa.

En conjunto, el P4HB tiene un módulo mucho mayor (más rígido) y deformación a rotura mucho más baja comparado con o bien PGS o caucho vulcanizado. El valor del módulo de Young de PGS entre los ligamentos (escala de kPa) (Yamaguchi, 1992; Komatsu, 1993; Chiba, 1993) que contiene una gran cantidad de elastina además del colágeno, y tendón (escala de GPa) (Fratzl, 1998; Wang, 1997; Byophys. J. 72: 1376 - 1381, 1997), que está hecho principalmente de colágeno. La deformación a rotura de PGS es similar a la de las arterias y venas (hasta 260%) (Lee, M. C., y col., Strain rete effects on tensile failure properties of the common carotid artery and jugular veins of ferrets. J. Biomech. 25: 925 - 927, 1992), y mucho mayor que la de los tendones (hasta 18%) (Aut., R. C. The effect of a lathyritic diet on the sensitivity of tendon to strain rate. J. Biomech Eng. 107: 166 - 174, 1985). Después de sumergir durante 24 horas en agua, el peso de PGS apenas cambia, y las propiedades mecánicas son virtualmente las mismas que el polímero seco. Los ensayos de comprensión indican que PGS se pueden comprimir hasta 70% de manera repetida sin ruptura (Fig. 3 B).

Biocompatibilidad in vitro

El polímero resulta ser biocompatible tanto in vitro como in vivo. Debido a su naturaleza elastomérica, el biocaucho puede encontrar aplicaciones en ingeniería de tejidos de tejidos blandos, especialmente tejido muscular, arterias, y válvulas cardíacas. En un estudio, los inventores eligieron células de músculo liso aórticas humanas primarias (HASMC) y células endoteliales aórticas humanas primarias (HAEC) para ensayar in vitro la biocompatibilidad del polímero. Se cortaron muestras de PGS en rodajas de aproximadamente 10 x 10 x 0,2 mm, se autoclavaron a 120ºC durante 20 minutos, y se fijaron en 6 pocillos de una placa de 12 pocillos (el polímero se adhiere fácilmente a la superficie con una ligera presión aplicada por un espátula). Cada pocillo se llenó con 2 ml de PBS y la solución se cambió después de 12 horas. Se reemplazó el PBS con 2 ml de medio de crecimiento (Clonetics) 12 horas más tarde. Después de otras 12 horas, el medio se retiró y cada pocillo se cargó con 1,75 ml de medio fresco. Las placas se mantuvieron en el agitador en un incubador a 37ºC durante el procedimiento anterior. Cada pocillo se cargó con 0,25 ml de suspensión de células individuales (HASMC o HAC, Clonetics), y la placa se puso en un agitador a 40 rpm en un incubador a 37ºC con CO_{2} al 5%. Se cambió el medio después de 24 horas. El cambio de medio se realizó cada 48 horas después de eso. El día 7, se tomaron imágenes de contraste de fase para tanto los pocillos de polímero como los pocillos de control en un microscopio Nikon Diaphot equipado con una cámara Nikon 6000. Las células tripsinizadas se contaron mediante exclusión con azul de Tripan sobre un hemocitómetro.

Las células en los pocillos de polímero tenían una morfología normal y alcanzaron confluencia en los 7 días (Fig. 4 A). Por el contrario, la mayoría de las células en los pocillos de control formaban esferas y las pocas unidas adoptaban una morfología de tipo hebra delgada (Fig 4 B). Las célula en los pocillos de polímero no solamente tenían una morfología normal, sino también proliferaban más rápidamente que las células en los pocillos de control. Siete días después de la siembra, el número de células viables en los pocillos de polímero era aproximadamente 4 veces (HASMC) y dos veces (HAEC) el de los pocillos de control. Mientras que > 96% de las células son viables en los pocillos de polímero, solamente 52% y 80% de las células en los pocillos de control eran viables para HASMC y HAEC respectivamente.

En un segundo experimento, nueve placas Petri de vidrio (de 60 mm de diámetro) se recubrieron con solución de 1,3-dioxolano de prepolímero de PSG (1%). Las placas recubiertas se transfirieron a una estufa de vacío después de la evaporación del disolvente. El prepolímero se reticuló en el elastómero después de 24 horas a 120ºC y 120 m Torr (0,016 kPa). Se recubrieron nueve placas de control con solución de CH_{2}Cl_{2} al 1% de PLGA (50 : 50, terminado en carboxilo, masa molecular relativa 15.000 (M_{r}, 15 H), Boehringer Ingelheim, Ingelheim, Germany), y se evaporó el disolvente durante 24 horas al aire. Las placas recubiertas se esterilizaron mediante radiación de UV durante 15 minutos. Cada placa se sumergió en medio de crecimiento durante 4 horas, se reemplazó con medio reciente, y se sumergieron durante 4 horas antes de la siembra de las células para retirar cualesquiera monómeros sin reaccionar o disolventes residuales. Cada placa se sembró con 100.000 células de fibroblasto NIH 3T3 y 8 ml de medio de crecimiento.

Las células se incubaron a 37ºC con CO_{2} al 5%. La densidad de células se midió mediante ensayo MTT (Hansen, M. B., y col, Re-examination and further development of a precise and rapad dye method for measuring cel growth/cell Hill. J. Immunol. Methods 119: 203 - 210, 1989). El medio de intercambio se llevó a cabo cada 48 horas. El día 6, se tomaron imágenes de contraste de fase para tanto pocillos de polímero como pocillos de control en un microscopio Zeiss Axiovert 200 equipado con una cámara digital Dage 240. Las células en los pocillos de la muestra de PGS eran viables y adherentes y mostraban morfología normal con una velocidad de crecimiento mayor que el control, como se muestra por el ensayo de MTT (Northup, S. J., y col., en Hand Bookof Biomaterials Evaluation, von Recurn, A. F., ed, Taylor & Francis, Philadelphia, 325 - 329, 1999) (Figs. 5 A, 6). Las células en los pocillos de PLGA tendían a formar racimos, y existía un gran número de células flotantes; además, la mayoría de las células adoptaban una morfología, larga, delgada, de tipo hebra (Fig. 5 B). estos experimentos sugieren que PGS es al menos tan biocompatible como PLGA in vitro.

Biocompatibilidad in vivo

La implantación subcutánea del polímero en ratas Sprague - Dawley se usó para ensayar su biocompatibilidad in vivo. Placas de polímero de aproximadamente 5 x 5 x 2 mm se autoclavaron antes de que se implantaron subcutáneamente en ratas hembra Sprague - Dawley de 15 semanas de edad (Charles River Laboratorios) mediante disección roma. Los animales se cuidaron de acuerdo con las regulaciones de MIT y los principios de Cuidado de animales de laboratorio publicados por el Instituto Nacional de Salud (Nacional Institutes of Health, Principles of laboratory Animal Care, NIH Pub. Nº 85 - 23, rev. 1985). Cada animal recibió dos implantes en el área abdominal. Cada sitio de implante se marcó mediante dos marcas de tatuaje 2 cm separadas del centro de implante. Los animales se dividieron al azar en cinco grupos. Los pesos corporales de los animales se controlaron de manera regular. En cada momento predeterminado (5, 12, 19, 31, 60 días) un grupo de ratas se sacrificó, y se recogieron muestras de tejido (\sim 15 x 15 mm) que rodean los implantes con el implante intacto. Las muestras se fijaron en formalina al 10% durante 24 horas, y se incrustaron en parafina después de una serie de etapas de deshidratación en etanol y xilenos. Las rodajas se tiñeron con hematoxilina y eosina (H % E) y tinte de tricromo de Masson (MTS).

A los 5 días después del implante, las secciones de piel contenían una cavidad bien marcada dentro del tejido adiposo original subcuticular que separa las capas de músculo discreto que subyace inmediatamente la dermis (Figura 7 A). La epidermis y dermis subyacentes no estaban afectadas. La cavidad estaba recubierta por una zona moderadamente hipercelular de 20 - 40 \mum que contenía un gran número de células endoteliales fusiformes con núcleos activos gordos que definan nidos densos de capilaridades de proliferación. Existían números bajos a moderar de células de plasma perivascular y linfocitos con eosinófilos y mastocitos ocasionales asociados a las capilaridades.

A los 12 días, la zona de proliferación e inflamación capilar se expandía modestamente 50 \mum en algunos áreas mientras que eran más delgados en otros. El recubrimiento de la cavidad inmediatamente adyacente al implante mostró un patrón multifocal suave de hialinización eosinófila con degeneración de algunas células inflamatorias (Figuras 7 B, 8 A).

A los 19 días, la zona alrededor del lumen se redujo significativamente en tamaño a 10 - 20 \mum asociado a números pequeños de capilaridades restantes y resolución significante del componente inflamatorio (Figura 8 B). Las células inflamatorias restantes eran degenerativas y rodeadas de pequeñas cantidades de fibrilas de colágeno hialinizadas de degeneración que se fragmentaban en el lumen. Existía una cantidad mínima de colágeno que rodea el lumen similar en el tamaño de fibra y densidad de tinción a la de tejido normal adyacente como se demuestra por el tinte de tricromo de Masson (MTS) para el colágeno.

A los 31 días, la zona que rodea el lumen se redujo hasta 5 - 10 \mum de desecho de desprendimiento hialinizado con una capilaridad y densidad de colágeno consistente con el tejido normal adyacente (Figura 8 C). Existía un infiltrado linfoplasmacítico multifocal de aproximadamente 10 \mum a partir del lumen que estaba a menudo asociado con fragmentos de pelo desplazados.

A los 60 día, los sitios de implante no eran detectables a pesar del repetido seccionamiento de las muestras a múltiples niveles (Figura 7 C). La arquitectura global y el carácter de los componentes de tejido individual que incluyen colágeno, la densidad de vesículas e infiltrados de células inflamatorias no eran dignas de mención en comparación con los animales de control no implantados.

En resumen, una modesta respuesta inflamatoria se observó durante los primeros 12 días después de la operación comparado con el tejido sano del mismo animal (Fig. 7 A, 7 B). La inflamación rápidamente se reducía, y era apenas observable más allá de los 30 días. Después de 60 días, los implantes se absorbieron completamente y los sitios de implante eran indetectables a pesar del seccionamiento repetido de las muestras (Fig. 7 C). El examen cuidadoso a lo 60 días no reveló ninguna granulación o tejido cicatrizado, y el sitio de implante se restablecía completamente a su arquitectura histológica normal. No se formó ninguna cápsula fibrosa alrededor de cualquier implante en ningún momento muestreado (Fig. 8 A - C). La densidad y tinción de las fibras de colágeno cerca de los implantes permanecía similar al del tejido normal adyacente (Fig. 8 B, 8 C). Esto es importante para los implantes de tejido exitoso, ya que la encapsulación fibrosa inhibe la transferencia de masa entre los dispositivos y su tejido circundante. La velocidad de crecimiento de estas ratas era la misma que las ratas normales (Figura 9).

El implante subcutáneo en ratas Sprague - Dawley también se usó para comparar la biocompatibilidad in vivo de PGS y PLGA. Placas de PGS autoclavazas de aproximadamente 6 x 6 x 3 mm y discos de PLGA esterilizado con óxido de etileno (50 : 50, terminado en carboxilo, M_{r} 15 K, Boehringer Ingelheim) (de 2 mm de espesor, 12,5 mm de diámetro) se implantaron de manera subcutánea en ratas hembras de Sprague - Dawley de 15 semanas de edad (Charles River Laboratories, Wilmington, MA) mediante una disección roma con anestesia general con isofluorano - O_{2}. La relación de área superficial / volumen (1,33 \pm 0,04) se mantuvo la misma para implantes tanto de PGS como PLGA. Dos implantes de cada uno de PGS y PLGA se implantaron de manera sistemática sobre la parte superior e inferior de la espalda del mismo animal. Los animales se dividieron al azar en cinco grupos. En cada momento predeterminado (7, 14, 21, 28, y 35 días), un grupo de ratas se sacrificó y se recogieron muestras de tejido (\sim 15 x 15 mm) que rodean los implantes con el implante intacto. Los sitios de implante se marcaron y se procesaron las muestras como se ha descrito anteriormente. En cada momento, se obtuvieron 12 rodajas para cada polímero. Todas las preparaciones histológicas fueron evaluadas por un patólogo que no estaba informado de la identidad del polímero de implante en cada rodaja. El espesor de la zona inflamatoria (H & E) y deposición de colágeno (MTS) para cada implante de polímero se expresa como el valor medio de tres lecturas por rodaja de seis rodajas en cada momento.

Las respuestas inflamatorias disminuían con el tiempo para ambos implantes de polímero (Fig. 10, 11). A los 7 días después del implante (p. i), la pared del lumen tenía un espesor notablemente mayor en una zona de proliferación vascular densa e inflamación suave sin deposición de colágeno detectable (Figs. 10 A, 10 B). A los 21 días después del implante, la pared del lumen era significativamente más delgada con una modesto infiltrado inflamatorio inmediatamente adyacente al polímero (Figs. 10 C, 10 D). El sitio de implante de PLGA estaba marcado por una significativa cápsula fibrosa de colágeno, que estaba ausente en PGS. A los 35 días p. i., la pared del lumen se redujo hasta una delgada zona de desecho de células sin proliferación vascular Figs. 10 E, 10 F). La deposición de colágeno en el sitio de implante de PGS era mucho más delgada que la que circunda el implante de PLGA fragmentado.

En las primeras tres semanas, la respuesta inflamatoria de los sitios de implante de PLGA era - 16% más delgada que la de los sitios de PGS (Fig. 11). El espesor de la zona inflamatoria en ambos sitios de implante era aproximadamente el mismo a las 4 semanas y 5. Las cápsulas fibrosas (capa de colágeno avascular gruesa) que rodea los implantes de PLGA circundantes desarrolladas dentro de 14 días, y su espesor permanecía - 140 \mum (Fig. 10). La deposición de colágeno no aparecía alrededor de los implantes de PGS hasta 35 días después del implante. La capa de colágeno estaba altamente vascularizado y era solamente de un espesor de \sim 45 \mum.

La respuesta inflamatoria y formación de cápsula fibrosa observada para PLGA son similares a las reseñadas en la bibliografía (Cadee, J. A., y col., A comparative biocompatibility study of microspheres based on crosslinked dextran or poly(lactic-co-glycolic) acid alter subcutaneous injection in rats. J. Biomed. Mater. Res., 56: 600 - 609, 2001; van der Elst, y col., Bone Tissue response to biodegradable polymers used for intramedulary fracture fixation: a long-term in vivo study in sheep femora. Biomaterials, 20: 121 - 128, 1999). Las cápsulas fibrosas gruesas bloquean la transferencia de masa entre los implantes y tejidos circundantes, que alteran las funciones de los implantes. En conjunto, la respuesta inflamatoria de PGS es similar a la de PGLA. Sin embargo, de manera diferente PLGA, PGS induce posa, si la hay formación de cápsula fibrosa.

Degradación del polímero

Las características de degradación de PGS se examinaron tanto in vitro como in vivo. Placas de polímero seco
(5 x 5 x 2 mm) se pesaron y se transfirieron a tubos de centrífuga de 15 ml (falcon) llenos con PBS (pH: 7,4, Gibco, Carslbad, CA). Después de 60 días, las muestras se retiraron y se lavaron con agua desionizada. El agua superficial se retiró por Kinwipe, y las muestras se pesaron después de secar a 40ºC en una estufa durante 7 días. El grado de degradación se determinó mediante cambio de peso seco.

La agitación en solución salina tamponada con fosfato (PBS) durante 60 días a 37ºC provocó que el polímero se degradara 17 \pm 6% según se mide por cambio de peso de muestra seca. Por el contrario, los implantes subcutáneos en ratas se absorbieron totalmente en 60 días. En el experimento in vivo, las enzimas, y quizás los macrófagos también, pueden haber provocado diferencias en la velocidad de degradación. La degradación in vivo adelgazaban los implantes de polímeros, manteniendo los explantes su forma cuadrada y bordes relativamente afilados hasta al menos 35 días. Los datos preliminares indican que la resistencia mecánica probablemente disminuye linealmente con la pérdida de masa, por ejemplo, \sim 60% de resistencia con - 70% de masa. La resistencia mecánica se midió en un nano-intender que ensaya las propiedades mecánicas de pequeñas muestras. Ambos resultados sugieren que el polímero se degrade predominantemente a través de la erosión superficial. Por el contrario, si el polímero mostraba degradación de volumen, la resistencia mecánica debería disminuir en adelanto de la pérdida de masa. La conservación de la integridad durante el procedimiento de degradación puede ser importante para ciertos tipos de implantes con ingeniería de tejidos, los dispositivos de distribución de fármacos, y sensores in vivo.

Las velocidades de degradación in vivo de PGS y PLGA también se compararon. Hojas planas de PGS se cortaron en bloques cuadrados de 6 x 6 x 3 mm. Polvo de PLGA terminado en ácido carboxílico (50:50, terminado en carboxilo, PM 15.000, Boehringer Ingelheim Inc., Alemania) se comprimió en discos redondos (diámetro: 12,5 mm, espesor: 2 mm) mediante moldeo de compresión a 82ºC y 2000 psi (13790 kPa) durante 6 minutos. La relación de área superficial/volumen era la misma para muestras de PGS y PLGA. Las muestras de PGS se autoclavaron (120ºC, 20 min), mientras que las muestras de PLGA se esterilizaron mediante óxido de etileno (esterilización 4 horas, ventilación 12 horas) antes del implante.

Todas las muestras se implantaron de manera subcutánea en ratas hembras Sprague - Dawley de 15 semanas de edad. Cada animal recibió 4 implantes: 1PGS y 1 PLGA cada una de manera simétrica sobre la parte superior e inferior de la espalda. Los animales se colocaron bajo anestesia general profunda de isofluorano/O_{2} antes de que los sitios quirúrgicos se afeitaran y esterilizaran con betadina y etanol al 70%. Los implantes se insertaron en una cavidad subcutánea creada mediante disección roma. Se cerró la herida mediante grapas de heridas, y los sitios quirúrgicos se esterilizaron de nuevo con etanol al 70%. Los animales se dividieron al azar en 5 grupos. Todas las grapas de heridas se retiraron 7 días después del implante.

El día 7, 14, 21, 28, y 35, los implantes se explantaron de un grupo de animales bajo anestesia general profunda de isofluorano/O_{2}. Muestras de tejido (20 x 20 mm) que rodean los implantes se retiraron con los implantes intactos. Los implantes se retiraron cuidadosamente y se enjuagaron secuencialmente con solución salina tamponada con fosfato (PBS) y agua D. I.

Macroscópicamente, los explantes de PGS mantenían su geometría durante el período ensayado (Fig. 12 A - F). Por el contrario, la geometría de los explantes de PLGA se deformaban dentro de 14 días, lo más probablemente debido a la degradación de volumen e hinchazón. Se deformaron considerablemente de discos transparentes a trozos irregulares opacos (Fig. 12 G – J) No se recuperó ningún implante de PLGA con éxito más allá de 3 semanas debido al exceso de hinchazón y la naturaleza frágil de los implantes.

La observación por SEM mostró que la superficie del explante de PGS mantenía su integridad. Tanto las muestras esterilizadas con pristina como los explantes limpios y secos se montaron sobre tocones de aluminio, y sus morfologías superficiales se observaron con un microscopio electrónico de barrido ambientas Philips FEI XL-30 FEG en 2 Torr (0,265 kPa), 10 kV de rayo, 2,0 de tamaño de mancha, con un detector de electrones secundarios en fase de gas. Se desarrollaron características de contorno sobre la superficie después de autoclavar. Tales características permanecían a lo largo del curso del experimento, sin embargo, no se observó formación de grietas (Fig. 13 A - F). En el caso de implantes de PLGA (Fig. 13 G - J), se desarrollaron orificios de 20 \mum sobre la superficie 7 días después del implante; se formaron grietas de 20 \mum de anchura dentro de 14 días; y en 21 días se pueden observar mallas de tanto rendijas grandes mayores que 40 \mum y rendijas más pequeñas más pequeñas a lo largo de la superficie de PLGA.

El grado de hinchazón de polímeros degradables in vivo es un parámetro clave para los materiales de implante apropiado. No se desea un excesivo hinchazón para un implante, ya que deforma la forma de implante y ablanda el polímero (Yoon, JJ, y col., Degradation behaviors of biodegradable macroporous scaffolds prepared by gas foaming of effervescent salts. J. Biomed. Mat. Res. 55: 401 - 408, 2001; Kranz, H., y col., Physiomechanical properties of biodegradable poly(D,L-lactide) and poly(D,L-lactide-co-glycolide) films in the dry and wet status. J. Pharm, Sci. 89: 1558 - 1566, 2000). La relación de hinchazón se calculó a partir de diferencia de peso de explante antes y después de secado (W_{w} - W_{d})/W_{d}, donde W_{w} es el peso de la muestra húmedo. Los explantes se limpiaron y se retiró el agua superficial con un Kimwipe antes de pesar. Cada explante se secó cuidadosamente a 40ºC en vacío (85 m Torr (0,011 kPa) durante 48 horas. Cada explante se pesó otra vez antes de que se realizara cualquier ensayo posterior.

El contenido en agua de los implantes de PGS crecieron linealmente y alcanzaron 15% en 35 días, cuando el polímero se degradó más de 70% (Fig. 14 A). Por el contrario, la captación de agua de implantes de PLGA mostró un retraso de tiempo seguido de una disminución de contenido en agua seguido de un surgimiento de agua, en un patrón similar a su pérdida de masa (Fig. 14 B). El contenido en agua de los implantes de PLGA se incrementó gradualmente hasta 11% dentro de 14 días, después se incrementó repentinamente y alcanzó 49% en los siguientes 7 días.

La velocidad de pérdida de masa es también un indicador de las características de degradación de un polímero biodegradable. Los implantes de PGS perdían su peso de una manera firme y linealidad durante el período de ensayo de 35 días, cuando perdieron > 70% de su masa (Fig. 14 A). La pérdida de masa de PLGA era inapreciable (< 1%) dentro de 14 días, después disminuía repentinamente y alcanzaba 61% en los 7 días siguientes (Fig. 14 B). La pérdida desastrosa de masa después del retraso inicial para PLGA tras la degradación es similar a la que se ha reseñado en la bibliografía (Lu, L., y col., in vitro and in vivo degradation of porous poly(dl-lactic-co-glycolic acid) foams. Biomat. 21: 1937 - 1845, 2000; Vert, M., y col. More about the degradation of LA/GA-derived matrices in aquous media. J. Controlled Release, 16: 15 - 26, 1991.

Una de las funciones clave de un polímero degradable en un implante es proporcionar soporte mecánico. Por lo tanto, es importante saber como la resistencia mecánica cambia con la degradación. Los explantes se ensayaron de acuerdo con D575-91 convencional de ASTM sobre un bastidor Instron 5542 equipado con una celda de carga de 50 N o de 500 N. En resumen, los explantes se comprimieron a una velocidad de rampa fija de 2 mm/min. Los explantes de PGS se comprimieron hasta una deformación de 50%, mientras que los explantes se comprimieron hasta fallar. Las muestras de pristina y explantes de PGS tienen una geometría regular y se midieron con un calibre digital (Mitutoyo, 500 - 196 6''CS). Los explantes de PLGA se deforman tras la degradación, y sus dimensiones se midieron a la mejor aproximación. En este estudio, la resistencia mecánica se expresa mediante el módulo de compresión de los explantes a aproximadamente 1/3 de deformación para fallar (PLGA, 1%; PGS, 25%). Los implantes de PGS pierden resistencia mecánica gradualmente y lentamente después del implante, aproximadamente 8% cada semana. El día 35, cuando < 30% de la masa de los implantes de PGS se ha perdido, el módulo era > 50% (Fig. 14 A). Por el contrario, los implantes de PLGA pierden su resistencia mecánica en seguida después del implante (> 98% dentro de 7 días). A los 14 días, los módulos de los implantes de PLG se redujeron hasta 0,25%. A los 21 días, con 42% de la masa perdida, sus módulos se redujeron hasta 0,023% (Fig. 14 B). Esto demuestra que los implantes de PGS mantenían su resistencia mecánica mucho mejor que PLGA.

Las diferencias en las características de degradación entre PGS y PLGA en idénticas condiciones indicaban su probable degradación mediante mecanismos diferentes. De manera diferente PLGA, que se degrada lo más probablemente mediante degradación de volumen, la degradación in vivo de PGS está dominada por la erosión superficial, como se indica por la pérdida de masa lineal con el tiempo, conservación de geometría de implante, mejor retención de resistencia mecánica de grietas superficiales, y captación de agua mínima. Tras la degradación, los implantes de PGS mantienen su integridad mejor que PLG, pueden demostrar utilidad en las aplicaciones biomédicas donde tales polímeros no tienen éxito.

Compuestos y Mezclas

El biocaucho se puede combinar con otros polímeros en mezclas y aductos para manipular la degradación y propiedades mecánicas del material. Prácticamente cualquier polímero biocompatible se puede combinar con el biocaucho. En una realización preferida, el polímero añadido es biodegradable. Los polímeros biodegradables ejemplares incluyen polímeros naturales y sus análogos sintéticos, incluyendo polisacáridos, proteoglicanos, glicosaminoglicanos, colágeno-GAG, colágeno, fibrina, y otros componentes de matriz extracelular, tales como elastina, fibronectina, vitronectina y laminina. Los polímeros degradable de manera hidrolítica conocidas en la técnica incluyen, por ejemplo, ciertos poliésteres, polianhídridos, poliortoésteres, polifosfacenos, y polifosfoésteres. Los polímeros biodegradables conocidos en la técnica, incluyen, por ejemplo, ciertos polihidroxiácidos, polipropilfumeratos, policaprolactonas, polihidroxialcanoatos, poli(amidaenaminas), poliamidas, poli(aminoácidos), poliacetales, poliéteres, policianoacrilatos biodegradables, poliuretanos biodegradables y polisacáridos. Por ejemplo, los polímeros biodegradables específicos que se pueden usar en la presente invención incluyen pero no se limitan a, polilisina, poli(ácido láctico) (PLA), poli(ácido glicólico) (PGA), los copolímeros y las mezclas de PLA y PGA, por ejemplo, poli(lactida-co-glicolida) (PLG), poli(caprolactona) (PCL), poli(lactida-co-caprolactona) (PLC), y poli(glicolida-co-caprolactona) (PGC). Los expertos en la técnica reconocerán que esto es una lista ejemplar, no exhaustiva, de polímeros biodegradables. Las propiedades de estos y otros polímeros y procedimientos para prepararlos se describen adicionalmente en la técnica. Véanse, por ejemplo, las patentes de Estados Unidos números 6.123.727; 5.804.178; 5.770.417; 5.736.372; 5.716.404 de Vacanti; 6.095, 5.837.752 de Shanstri; 5.902.599 de Anseth; 5.696.175; 5.514378; 5.512.600 de Mikos; 5.399.665 de Barrera; 5.019.379 de Domb; 5.010.167 de Ron; 4.806.621; 4.638.045 de Kohn; y 4.946.929 de d'Amore; véase también Wang y col., J. Am. Chem. Soc. 123: 9480, 2001; Lim y col., J. Am. Chem. Soc. 123: 2460, 2001; Langer, Acc. Chem. Res. 33: 94, 2000; Langer, J. Control Release 62: 7, 1999; y Uhrich y col., Chem. Rev. 99: 3181, 1999.

El biocaucho también se puede combinar con polímeros no biodegradables. Por ejemplo, polipirrol, polianilinas, politiofeno, y los derivados de los mismos son polímeros eléctricamente conductores útiles que pueden proporcionar estimulación adicional a las células sembradas de tejido colindante. Los polímeros biodegradables ejemplares incluyen, pero no se limitan a, poliestireno, poliésteres, poliuretanos no biodegradables, poliureas, poli(etilen vinil acetato), polipropileno, polimetacrilato, polietileno, policarbonatos, y poli(óxido de etileno).

Como alternativa o además, se pueden combinar fibras y partículas con el biocaucho para modificar sus propiedades mecánicas. Por ejemplo, fibras, por ejemplo de colágeno o PLGA, se pueden incrustar en el biocaucho para endurecerlo. Las partículas de Bioglass ™ o cerámica de fosfato de calcio también se puede combinar con el polímero.

Modificación de las propiedades de polímero

Los grupos hidroxilo sobre el biocaucho proporciona sitios a los que se pueden unir moléculas para modificar las propiedades de volumen o superficie del material (Jayachandran, K. N., y col., Synthesis of Dense Brush Polymers with Clevable Grafts. Eur. Polym. J. 36: 743 - 749, 2000; Laschewsky, A., y col., Tailoring of Stimuli-responsive Water Soluble Acrylamide and Methacrylamide Polymers. Macromol. Chem. Phys. 202: 276 - 286, 2001). Por ejemplo, terc-butilo, bencilo, u otros grupos hidrófobos se pueden añadir al material para reducir la velocidad de degradación. Los grupos orgánicos polares tales como metoxi también facilitan el ajuste de tanto la velocidad de degradación e hidrofilicidad. Por el contrario, la adición de grupos hidrófilos, por ejemplo, azúcares, en estos sitios se incrementará la velocidad de degradación. Se pueden añadir también ácidos al polímero para modificar las propiedades del material. Por ejemplo, se pueden añadir moléculas con grupos carboxílicos o de ácido fosfórico o azúcares ácidos. También se pueden unir al polímero grupos cargados tales como sulfatos y aminas. Se pueden añadir al polímero grupos que se añaden mediante enlace al grupo hidroxilo (sustituyendo por hidrógeno), unidos directamente a la estructura central del polímero sustituyendo por el grupo hidroxilo, o incorporarse en un grupo orgánico que se une al polímero. Por ejemplo, se puede unir un aminoácido cargado tal como arginina o histidina al polímero para modificar la velocidad de degradación.

La unión de tales grupos orgánicos no proteicos o grupos inorgánicos al polímero modifica la hidrofilicidad y la velocidad de degradación y mecanismo del polímero. También se puede usar la química del grupo protector para modificar la hidrofilicidad del material. Los expertos en la técnica reconocerán que se puede añadir una amplia diversidad de grupos orgánicos e inorgánicos no proteico o sustituir por los grupos hidroxilo en el polímero para modificar sus propiedades. Los grupos funcionales ejemplares también se describen en March, Advenced Organic Chemistry. Quinta Edición, John Wiley & Sons, Inc., Nueva York, 1995, cuyos contenidos enteros se incorporan por referencia en esta memoria descriptiva.

Para controlar o regular de manera adicional la interacción del polímero con células, biomoléculas, o agentes bioactivos se pueden acoplar a los grupos hidroxilo o integrarse en la estructura central del polímero (Barrea, D., y col., Synthesis and RGD Peptide Modification of a New Biodegradable Copolymer: Poly(lactic acid-co-lysine). J. Am. Chem. Soc. 115: 10010 - 11, 1993; West, J. L., y col., Polymeric Biomaterials with Degradation Sites for Porteases Envolved in Cell Migration. Macromolecules 32: 241 - 244, 1999; Mann, B. K., Smooth Muscle Cell Growth in Photopolymerized Hydrogels with Cell Adhesive and Proteolytically Degradable Domains: Synthetic ECM Analogs for Tissue Engineering Biomaterials 22, 3045 - 3051; 2001). Como alternativa, se pueden encapsular biomoléculas, moléculas pequeñas, o agentes bioactivos dentro del biocaucho y quizás unirse a él usando interacciones no covalentes. La unión del resto al biocaucho da como resultado una velocidad de liberación más lenta debido a que se libera del material a medida que se degrada. Por el contrario, si el resto se encapsula dentro del biocaucho, se puede difundir fuera del material antes de que el polímero se degrade.

Por ejemplo, las biomoléculas tales como factores de crecimiento se pueden explotar para reclutar células a un sitio de herida o promover comportamiento metabólico o proliferativo específico en las células que están en el sitio o sembrarse dentro de la matriz. Los factores de crecimiento ejemplares incluyen, sin limitación, TGF - \beta, factor de crecimiento de fibroblastos ácido, factor de crecimiento de fibroblasto básico, factor de crecimiento epidérmico, IGF - I y II, factor de crecimiento endotelial vascular, proteínas morfogenéticas óseas, factor de crecimiento de unión a heparina, factor de crecimiento hematopoyético, y factor de crecimiento de péptidos. Se pueden unir integrinas y secuencias de adhesión a células (por ejemplo, la secuencia de RGD) al biocaucho para facilitar la adhesión de células. Las integrinas son una parte de una gran familia de receptores de adhesión de células que están implicada en la matriz extracelular y en las interacciones célula - célula. La secuencia de RGD, presente en las proteínas tales como fibronectina, se ha mostrado que son activas en la promoción de adhesión y proliferación de células (Massia, y col., J. Cell. Biol. 114: 1089, 1991). Los componentes de la matriz extracelular, por ejemplo, colágeno, fibronectina, laminina, elastina, etc, se pueden combinar con biocaucho para manipular el reclutamiento de células, y metabolismo y la degradación y propiedades mecánicas del material. También se pueden unir de manera covalente y no covalente al biocaucho.

Aplicaciones de Ingeniería de Tejidos

La elasticidad del biocaucho le recomienda para uso en la regeneración de una diversidad de tejidos. El material se puede usar para modificar por ingeniería tejido, por ejemplo, tejidos epiteliales, conjuntivos, nerviosos, musculares, de órganos, y otros tejidos. Los tejidos ejemplares que se pueden beneficiar de los materiales de la invención incluyen arteria, ligamento, piel, tendón, riñón, nervioso, hígado, páncreas, vejiga, y otros tejidos. El biocaucho también se puede usar como el molde para la mineralización y formación de hueso. El biocaucho está especialmente recomendado para regenerar tejidos y están sujetos a tensiones de deformación, hidrostática u otras repetidas, tales como pulmón, vasos sanguíneos, válvulas cardíacas, vejiga, cartílago y músculo.

Los tejidos experimentan fuerzas mecánicas y deformación en el uso diario, y la remodelación de tejidos está influenciada a menudo por fuerzas mecánicas. Por ejemplo, el corazón y otro músculo incrementará en densidad y tamaño cuando se usan frecuentemente y se atrofiará con el desuso: la fuerza mecánica estimula a que las células produzcan elementos de la matriz extracelular para producir factores de crecimiento que promueven o bien la producción o degradación de ECM. El uso de un material similar al biocaucho que imita una respuesta fisiológica normal a las fuerzas mecánicas facilitarán la regeneración del tejido normal, ya que la estimulación mecánica se puede aplicar de forma temprana en el cultivo de construcciones modificadas por ingeniería de tejido.

Por ejemplo, el biocaucho se puede usar para modificar por ingeniería el tejido o regenerar una porción de una vejiga del paciente. En una realización, las células del músculo liso y las células uroteliales se siembran en el biocaucho. Las células se puede dejar que proliferen antes de que el implante se coloque en un paciente. Para reemplazar o regenerar cartílago, se siembran condrocitos en el biocaucho, que puede resistir la cizalla cíclica y fuerzas de comprensión a que se somete el cartílago a medida que se curvan las articulaciones.

El biocaucho también se puede usar para producir válvulas cardíacas protésicas. Las válvulas cardíacas son muy flexibles y están sometidas a deformación cíclica a medida que el corazón late. El cuerpo repara los desgarros en la válvula cardíaca mediante mecanismos fisiológicos normales y de esta manera puede regenerar las válvulas cardíacas fabricadas de materiales biodegradables. Una válvula cardíaca de biocaucho sembrada con células de músculo liso y células endoteliales se remodelará en el cuerpo para producir una válvula cardíaca nueva, no sintética. En algunas realizaciones, puede ser deseable añadir fibroblastos también. En una realización preferida la regeneración se produce durante un período de 3 meses. La velocidad de degradación del polímero se controla fácilmente modificando la densidad de reticulación y/o modificando los grupos hidroxilo con grupos hidrófobos.

La forma del biocaucho también se puede manipular para aplicaciones de ingeniería de tejidos específicas. Las conformaciones ejemplares incluyen partículas, tubos, esferas, hebras, hebras en espiral, películas, hojas, fibras, mallas, y otras. En una realización ejemplar, la microfabricación se puede usar para formar redes capilares a partir de biocaucho. Una oblea de silicona se procesa usando técnicas de microfabricación convencionales para producir una red capilar que tiene un patrón deseado. La red está revestida con una capa de sacrificio, por ejemplo, sacarosa. El polímero se funde sobre la capa de sacrificio y se cura de acuerdo con el procedimiento descrito anteriormente. Se usa agua para disolver la CAAP de sacrificio y liberar el biocaucho polimerizado, que tendrá un patrón de relieve de las redes capilares que se han formado en la oblea de silicio. En una realización, los canales en el biocaucho son de 7 \mum de un lado a otro y de 5 \mum de profundidad. Los expertos en la técnica tendrán en cuenta, que mientras el límite de tamaño para los canales está dictado por la resolución de la técnica de microfabricación, las aplicaciones biológicas pueden beneficiarse de los tamaños de los canales del orden de 5 a 10 ó 100 micrones o mayores. Las redes capilares se pueden cerrar recubriéndolos con una hoja plana de biocaucho y cortándola. Por ejemplo, una capa de polímero reticulado se puede usar como un pegamento entre la capa modelada y la capa plana. Polimerizando el "pegamento" enlazará las dos piezas juntas. Como alternativa, el adhesivo descrito abajo se puede usar para adherir las dos piezas entre sí. Curando después el conjunto se incrementará la densidad de reticulación del pegamento y formará enlaces covalentes entre el pegamento y las capas planas y modeladas de biocaucho. En una realización alternativa, una capa de biocaucho plana sin reticular se puede curar sobre una película moldeada para cubrir los canales.

Estas configuraciones se pueden explotar para modificar por ingeniería una amplia diversidad de tejidos. Por ejemplo, el polímero se puede fabricaren un tubo para facilitar la regeneración del nervio. El nervio dañado se sustenta en el extremo del tubo, que guía la migración de los axones a través del sitio de la herida. Como alternativa, se puede usar biocaucho para fabricar las estructuras de tejido. Por ejemplo, se puede formar en una red de tubos que imitan a un vaso sanguíneo y red capilar que puede estar conectado a un suministro de nutriente para llevar vehículos al tejido de desarrollo. Las células se pueden enganchar a la red o tubos in vivo, o se pueden sembrar con células de vasos sanguíneos. Alrededor de esta red de tubos, se puede formar biocaucho en redes siguiendo las disposiciones de la matriz extracelular en el tejido hepático y sembrarse con hepatocitos. De manera similar, el biocaucho se puede fabricar en una red fibrosa, sembrarse con células de los islotes, y usarse para realizar ingeniería tisular en páncreas. El biocaucho también se puede sembrar con una diversidad de otras células, por ejemplo, fenocitos, fibroblastos, células de ligamentos, células endoteliales, células epiteliales, células musculares, células nerviosas, células de riñón, células de vejiga, células del intestino, condrocitos, células formadoras de hueso, células del tallo tales como células del tallo embriónico humano o células del tallo mesenquimal, y otras.

Aplicaciones médicas

También pueden ser beneficiosas otras aplicaciones médicas a partir de la elasticidad del polímero de la invención. Por ejemplo, después de cirugía abdominal, los intestinos y otros órganos abdominales tienden a adherirse a otro y la pared abdominal. Se cree que esta adhesión se produce por inflamación después de cirugía, sin embargo, los fármacos antiinflamatorios administrados directamente a la región abdominal se disipan rápidamente. El biocaucho se puede usar para administrar fármacos antiinflamatorios a la región abdominal. Debido a que el biocaucho es blando y flexible, se puede implantar entre la pared abdominal y los órganos internos, por ejemplo, uniéndose a la pared abdominal, sin cortar órganos internos, que conducirían a infección. El fármaco antiinflamatorio se puede liberar del biocaucho durante un período de meses. Mientras que investigadores anteriores han intentado usar hidrogeles, membranas basadas en ácido hialurónico, y otros materiales para solucionar estos problemas, tales materiales tienden a degradarse rápidamente en el cuerpo; es necesario un período de residencia más largo para prevenir la
adhesión.

En otra realización, se puede usar biocaucho para revestir un dilatador vascular metálico. Debido a que el biocaucho es flexible, se expandirá con el dilatador vascular sin desgarrarse, mientras que la rigidez del dilatador vascular prevendrá el biocaucho de la elasticidad asumiendo su configuración previa. El biocaucho puede liberar heparina u otros anticoagulantes o agentes antiinflamatorios para prevenir la formación de coágulos o tejido cicatrizado, que podría obturar el vaso sanguíneo o eliminar un trombo que podría provocar problemas circulatorios, incluyendo accidente cerebrovascular, en otra parte en el cuerpo. Como alternativa o además, se pueden usar agentes angiogénicos para promover la remodelación del vaso sanguíneo que rodea al dilatador vascular. De hecho, cualquier biomolécula, molécula pequeña, o agente bioactivo se puede combinar con el polímero. Tales moléculas se pueden unir de manera covalente o no covalente con el polímero.

También se puede usar biopolímero para preparar dispositivos médicos "de largo plazo". A diferencia de los dispositivos médicos permanentes típicos, el biocaucho se degradará con el tiempo. Por ejemplo, el material se puede fabricar como un dilatador vascular cardíaco biodegradable. Preferiblemente, el biocaucho se combina con un polímero más duro que se forma de manera plástica para la producción de los dilatadores vasculares. Los polímeros ejemplares incluyen cualquiera de los polímeros enumerados anteriormente, preferiblemente polímeros biodegradables. El biocaucho actúa como un plastificante que permite que el dilatador vascular se expanda dentro de la configuración deseada después del implante. El dilatador vascular incrementa el diámetro del vaso sanguíneo para permitir una circulación más fácil, pero, debido a que el dilatador vascular es biodegradable, los vasos sanguíneos circundantes se incrementan en diámetro sin trombosis o cubriendo el dilatador vascular con tejido cicatricial, volvería a cerrar el vaso sanguíneo. El tiempo en el que el dilatador vascular debe permanecer en el lugar y retener su configuración antes de la degradación variará entre pacientes y dependerá parcialmente de la cantidad de bloqueo y la edad del paciente (por ejemplo, los pacientes mayores requieren más tiempo de cura). Los expertos en la técnica serán capaces fácilmente de ajustar el peso molecular y densidad de reticulación de los polímeros en el dilatador vascular para ajustar la velocidad de degradación. Como para el dilatador vascular recubierto, el dilatador vascular degradable puede liberar biomoléculas, moléculas pequeñas, agentes bioactivos, o alguna combinación de éstos in situ.

El copolímero glicerol - diácido también se puede usar como pegamento quirúrgico. Un pegamento quirúrgico biocompatible, biodegradable se puede usar para detener la hemorragia durante la cirugía pero no necesita retirarse antes de que el cirujano suture la herida cerrada y se degradará con el tiempo. Los pegamentos quirúrgicos actuales a menudo usan fibrina derivada de tejido bovino, y un pegamento quirúrgico sintético reduce el riesgo de síndrome de Creuzfeld - Jakob ("enfermedad de las vacas locas"). Para producir el pegamento, el polímero se debe mantener a vacío durante solamente 24 horas en lugar de 48, reduciendo de este modo la densidad de reticulación, incrementando el número de grupos hidroxilo, y haciendo el producto pegajoso de manera excesiva. Por ejemplo, después de 24 horas a vacío, el polímero se pegará a materiales supuestamente no pegajosos tales como politetrafluoroetileno (PTFE). La pegajosidad se puede producir por la unión de hidrógeno del polímero con el material adyacente. Aunque el biocaucho para aplicaciones de ingeniería de tejidos típicamente tiene una densidad de reticulación menor de 10%, un copolímero glicerol - diácido para uso como pegamento quirúrgico tiene una densidad de reticulación menor de 1%, preferiblemente menor de 0,5%, y más preferiblemente menor de 0,05%.

El biocaucho también se puede usar para sostener in vivo sensores y catéteres. El polímero se construye en forma de una cámara para un sensor a base de fibra óptica o un revestimiento para un catéter que se inserta en el área de interés. En un sensor, la cámara contiene un receptor unido a cromóforo específico para la molécula de interés. Cuando un analito se une al receptor, el cromóforo o bien emitirá o absorberá luz a una longitud de onda específica. La absorción o emisión se puede detectar mediante un aparato conectado a la fibra óptica. El sensor se puede usar durante un corto tiempo, controlando de manera continua, por ejemplo, durante diez o quince días. Del mismo modo, se puede usar un catéter para administrar periódicamente fármacos u otras moléculas pequeñas o agentes bioactivos a un sitio específico o de manera intravenosa. El uso de biocaucho reduce la formación de tejido cicatricial que ordinariamente se formaría alrededor de una derivación u otro implante que se usa durante más de dos semanas. La velocidad de degradación del biocaucho se debe optimizar de manera que no exista degradación significativa del material mientras está en el sitio del paciente.

Aplicaciones de liberación de fármacos

También se puede usar el biocaucho para las aplicaciones de liberación de fármacos, especialmente en aplicaciones en las que la matriz que retiene el fármaco necesita ser flexible. Debido a que el biocaucho es elástico, se moverá con el paciente a medida que el/ella pasea, corre, se sienta, Debido a que el biocaucho mantiene su integridad mecánica, el dispositivo es improbable que falle catastróficamente hacia el final de su tiempo de vida, reduciendo el riesgo de que un bolo se libere del agente deseado. Las biomoléculas, moléculas pequeñas, y agentes bioactivos se pueden combinar todos con biocaucho usando interacciones covalentes y no covalentes. Las interacciones ejemplares no covalentes incluyen enlaces de hidrógeno, interacciones electrostáticas, interacciones hidrófobas, e interacciones de van der Waals.

El biocaucho también se puede usar para otras heridas que son difíciles de cerrar o que fallan para curar de manera apropiada mediante mecanismos fisiológicos normales. Por ejemplo, los diabéticos a menudo tienen lesiones en la piel ("úlceras diabéticas"), especialmente en las extremidades inferiores, que les lleva un largo tiempo curar o no se curan de manera adecuada debido a la escasa circulación. El uso de biocaucho para distribuir antibióticos o agentes antiinflamatorios para estas heridas ayudará a curar y proporcionará una cubierta para la herida.

Aplicaciones no médicas

El biocaucho también se puede usar para aplicaciones no médicas. Por ejemplo, los pañales se forman a partir de un elastómero resistente y una hoja en la parte superior permeable al líquido que encierra un material absorbente. Actualmente, el polipropileno se usa para la "envoltura" elastomérica. El polipropileno no es degradable y requiere diez o más años para descomponerse en un vertedero. Por el contrario, el biocaucho es estable en un ambiente seco pero se degradará en un vertedero en dos a cuatro semanas después de que llegue a estar húmedo. Productos similares que pueden explotar la biodegradabilidad del biocaucho incluyen protectores de incontinencia, compresas sanitarias, forros de pantys, y apósitos quirúrgicos. Del mismo modo, bolsas de plástico, por ejemplo, bolsas de basura, se pueden hacer parcialmente o completamente del polímero de la invención. Cuando se usa solo el biocaucho, puede ser deseable incrementar la densidad de reticulación o modificar los grupos hidroxilo para incrementar el tiempo de degradación y prevenir la degradación significativa antes de que la bolsa alcance el vertedero.

El biocaucho se puede explotar para proteger no solamente los recursos naturales sino los animales que dependen de los recursos naturales. Por ejemplo, es muy popular liberar globos llenos de helio en diversos acontecimientos públicos. Los globos eventualmente estallan y caen a tierra, donde los animales pueden atragantarse cuando intentan comerlos. Por el contrario, los globos fabricados con el biocaucho se degradarían tras la exposición a los elementos. Tales globos podrían ser digeridos por animales que los comen y no presentarían un riesgo contiguo de atragantarse para los animales una vez que se hayan degradado. En otra realización, se puede usar el biocaucho para fabricar cebos o moscas de pesca. Cuando un pescador pierde un cebo, el cebo simplemente se hundirá en el fondo de la corriente o lago y eventualmente se degradará

En otra aplicación no médica, se pueden usar copolímeros reticulados de glicerol - diácido como una base para las gomas de mascar. Por ejemplo, el material no reticulado se puede combinar con un colorante, potenciador de aroma u otro aditivo para producir una goma. La microestructura apropiada para producir una sensación en la boca agradable durante la masticación se puede determinar fácilmente mediante la polimerización del polímero a diferentes pesos moleculares y densidades de reticulación y mascando el material resultado durante unas pocos minutos.

La goma también se puede adaptar para administrar nutrientes (por ejemplo, vitaminas) o fármacos al mascador. Los nutrientes pueden incluir nutrientes recomendados por el FDA tales como vitaminas y materiales, aminoácidos, o diversos suplementos nutricionales disponibles en los almacenes de alimentos para la salud. Tales aditivos se pueden mezclar simplemente con el copolímero glicerol - diácido para producir una goma. Como alternativa se pueden unir de manera covalente al polímero, preferiblemente mediante enlaces hidrolizables o enlaces que se lisan por las enzimas que se encuentran en la boca. A medida que la goma se masca, el nutriente o fármaco se libera y se ingiere. Si la goma se ingiere, se metabolizará completamente en el sistema digestivo

Claims (42)

1. Un polímero que comprende un polímero de condensación biodegradable de glicerol y un diácido, teniendo el polímero un módulo elástico de deformación de acuerdo con ASTM D412 - 98a de 3 MPa o menos.

2. El polímero de la reivindicación 1, siendo el polímero biocompatible, o siendo el polímero un elastómero.

3. El polímero de la reivindicación 1, siendo la relación del glicerol al diácido está entre 1 y 1,5.

4. El polímero de la reivindicación 1, en el que el diácido

a)

es ácido sebácico, o

b)

se selecciona entre ácido malónico, ácido succínico, ácido glutámico, ácido adípico, ácido pimélico, ácido subérico, y ácido azelaico, o

c)

incluye una cadena de carbono que tiene más que 10 átomos de carbono, tal como

más de 15 átomos de carbono, o

más de 20 átomos de carbono, o

más de 25 átomos de carbono,o

d)

incluye uno o más dobles enlaces, un grupo aromático, una amina, un grupo hidroxilo, un átomo de halógeno, una cadena lateral alifática, o cualquier combinación de los anteriores.

5. El polímero de la reivindicación 1 en el que

a)

el polímero está reticulado, teniendo por ejemplo una densidad de reticulación (expresada como moles de cadenas de redes activas por unidad de volumen) de menos de 40%, o

menos de 30%, o

menos de 20%, o

menos de 10%, o

menos de 5%, o

menos de 1%, o

menos de 0,5%, o

menos de 0,05%, o

b)

el módulo de Young del polímero es menor de 3 MPa, tal como menor de 1 MPa, o

menor de 0,5 MPa, o

menor de 100 kPa, o

menor de 10 kPa, o

c)

la resistencia límite a la tracción del polímero de condensación biodegradable es mayor de 0,5 MPa, o

d)

el polímero de condensación biodegradable tiene una elongación máxima de acuerdo con ASTM D412-98a mayor de 250%.

6. El polímero de la reivindicación 1, el cual muestra erosión superficial tras la exposición a un ambiente acuoso.

7. El polímero de la reivindicación 1, que comprende además un miembro de una biomolécula seleccionado entre moléculas que se encuentran en las células y tejidos, un ácido, una molécula pequeña monomérica que tiene un peso molecular de menos de 1500 g/mol, un agente bioactivo seleccionado entre los compuestos y entidades que afectan a episodios biológicos, un grupo hidrófilo, un grupo hidrófobo, un grupo orgánico no proteico, y cualquier combinación de los anteriores, y opcionalmente la biomolécula se selecciona entre factores de crecimiento, secuencias de adhesión de células, polinucleótidos, polisacáridos, polipéptidos, un componente de matriz extracelular, y cualquier combinación de los anteriores, o el miembro está unido al polímero mediante un miembro de un enlace covalente, un enlace de hidrógeno, una interacción electrostática, una interacción hidrófoba, y una interacción de van der Waals.

8. Una composición que comprende el polímero de la reivindicación 1, en la que el polímero se siembra con células seleccionadas entre el grupo constituido por células de tejido conjuntivo, células de órgano, células musculares, células nerviosas, y cualquier combinación de las mismas, y opcionalmente las células se seleccionan entre el grupo constituido por tenocitos, fibroblastos, células de ligamento, células endoteliales, células pulmonares, células epiteliales, células del músculo liso, células del músculo cardíaco, células de músculo esquelético, células de los islotes, células nerviosas, hepatocitos, células del riñón, células de la vejiga, células uroteliales, condrocitos, y células formadoras de hueso.

9. El polímero de la reivindicación 1, comprendiendo el polímero además un segundo polímero en mezcla, y opcionalmente

el segundo polímero es biocompatible, o

el segundo polímero es biodegradable o no biodegradable.

10. Una composición que comprende el polímero de la reivindicación 1, que comprende además un segundo polímero en mezcla con el mismo, y opcionalmente el segundo polímero es biocompatible o el segundo polímero es biodegradable o no biodegradable.

11. El polímero de la reivindicación 1, en el que

a)

un cromóforo está unido de manera covalente al polímero, y opcionalmente un receptor está unido covalentemente al cromóforo o interpuesto entre el cromóforo y el polímero, o

b)

el polímero es poroso, o

c)

el polímero está adaptado y construido para que tenga una forma seleccionada entre partículas, tubo, esfera, hebra, hebra en hélice, red capilar, película, fibra, malla y hoja.

12. Una composición que comprende el polímero de la reivindicación 1, en el que un porógeno está mezclado en el polímero.

13. El polímero de la reivindicación 1, en el que el polímero es un elastómero.

14. Una construcción de ingeniería de tejidos que comprende el polímero de la reivindicación 13.

15. La construcción de ingeniería de tejidos de la reivindicación 14, en la que la relación del glicerol al diácido está entre 1 y 1,5.

16. La construcción de ingeniería de tejidos de la reivindicación 14, en la que el diácido

a)

es ácido sebácico, o

b)

se selecciona entre ácido malónico, ácido succínico, ácido glutámico, ácido adípico, ácido pimélico, ácido subérico, y ácido azelaico, o

c)

incluye una cadena de carbono que tiene más de 10 átomos de carbono, tal como más de 15 átomos de carbono, o más de 20 átomos de carbono, o más de 25 átomos de carbono,o

d)

incluye uno o más dobles enlaces, un grupo aromático, una amina, un grupo hidroxilo, un átomo de halógeno, una cadena lateral alifática, o cualquier combinación de los anteriores.

17. La construcción de ingeniería de tejidos de la reivindicación 14, en la que

a)

el módulo de Young del polímero es menor de 5 MPa, tal como

menor de 3 MPa, o

menor de 1 MPa, o

menor de 0,5 MPa, o

menor de 100 kPa, o

menor de 10 kPa, o

b)

la resistencia límite a la tracción del polímero es mayor que 0,5 MPa, o

c)

el polímero se caracteriza por una erosión superficial in vivo, o

d)

el polímero es poroso, y opcionalmente la construcción de ingeniería de tejidos comprende además un porógeno.

18. La construcción de ingeniería de tejidos de la reivindicación 14, en la que

a) el tejido se selecciona entre el grupo constituido por tejido muscular, tejido conjuntivo, tejido nervioso, tejido de órgano, tejido epitelial y cualquier combinación de los anteriores, y opcionalmente el tejido es un miembro del grupo constituido por tejido de piel, pulmón, cardíaco, músculo, músculo esquelético, músculo liso, válvula cardíaca, hueso, nervio, riñón, vejiga, hígado, tendón, ligamento, y páncreas, o

b) el polímero está conformado como un miembro del grupo constituido por partículas, tubo, esfera, hebra, hebra en hélice, red capilar, película, fibra, malla, y hoja.

19. La construcción de ingeniería de tejidos de la reivindicación 14,

a)

que comprende además un miembro de biomolécula, un grupo hidrófilo, un grupo hidrófobo, un grupo orgánico no proteico, un ácido, una molécula pequeña, una molécula bioactiva, y cualquier combinación de los anteriores, o

b)

estando sembrada con células seleccionadas entre el grupo constituido por células de tejido conjuntivo, células de órgano, células musculares, células nerviosas, y cualquier combinación de las mismas, y opcionalmente las células se seleccionan entre el grupo constituido por tenocitos, fibroblastos, células de ligamento, células endoteliales, células pulmonares, células epiteliales, células de músculo liso, células del músculo cardíaco, células de músculo esquelético, células de los islotes, células nerviosas, hepatocitos, células de riñón, células de vejiga, células uroteliales, condrocitos, y células formadoras de hueso.

20. La construcción de ingeniería de tejidos de la reivindicación 14, que comprende además un segundo polímero biocompatible, y opcionalmente

el segundo polímero biocompatible forma una mezcla o aducto con el polímero de condensación biocompatible, o

el segundo polímero biocompatible es biodegradable o no biodegradable.

21. Un dispositivo de de distribución de fármacos que comprende el polímero de la reivindicación 1 y una molécula pequeña que tiene un peso molecular de menos de 1500 g/mol, una molécula bioactivaseleccionada entre los compuestos y entidades que afectan a episodios biológicos o ambos.

22. El dispositivo de distribución de fármacos de la reivindicación 21, en el que

a)

la molécula pequeña y/o la molécula bioactiva está unida de manera covalente o no covalente al polímero, o

b)

el dispositivo está adaptado y construido para que sea implantado en la región abdominal de un paciente, y en el que el resto es un agente antiinflamatorio.

23. Un dilatador vascular cardíaco que comprende:

una malla metálica expandible; y

un revestimiento que comprende el polímero de la reivindicación 1.

24. El dilatador vascular cardíaco de la reivindicación 21, que comprende un miembro de una molécula pequeña y un agente bioactivo seleccionado entre los compuestos y entidades que afectan a episodios biológicos dispuesto dentro del revestimiento, y opcionalmente el miembro está unido de manera covalente o no covalente al polímero.

25. Un dilatador vascular cardíaco, que comprende

el polímero de la reivindicación 1, y

un segundo polímero

en el que los polímeros están combinados en una mezcla o aducto.

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26. El dilatador vascular cardíaco de la reivindicación 25,

a)

en el que el segundo polímero es biodegradable o no biodegradable, o

b)

que comprende además un miembro de una molécula pequeña y un agente bioactivo seleccionado entre compuestos y entidades que afectan a episodios biológicos, en el que opcionalmente el miembro está unido de manera covalente o no covalente al polímero, a segundo polímero, o a ambos.

27. Una prenda absorbente que comprende una lámina superior permeable a los líquidos, una lámina posterior que comprende la composición del polímero de la reivindicación 1, y un núcleo adsorbente de líquidos dispuesto entre la lámina superior y la lámina posterior.

28. La prenda absorbente de la reivindicación 27, en la que

a)

el polímero es degradable en un vertedero, o

b)

la prenda es un miembro del grupo constituido por pañal, protector de incontinencia, compresa sanitaria, forro de panty, y un apósito quirúrgico.

29. Un adhesivo biodegradable que comprende el polímero de la reivindicación 1, en el que la densidad de reticulación del polímero de condensación es menor de 1%, tal como menor de 0,5%, o menor de 0,05%.

30. Una goma de mascar que comprende el polímero de la reivindicación 1 y un miembro de un agente aromatizante, un agente colorante, y ambos de los anteriores.

31. La goma de mascar de la reivindicación 30, que comprende además un miembro de una molécula pequeña, al menos un nutriente y ambos de los anteriores, y opcionalmente el miembro está unido de manera covalente o no covalente al polímero.

32. Un globo inflable que comprende el polímero de la reivindicación 1, siendo el globo degradable en un ambiente exterior.

33. Un cebo de pesca que comprende el polímero de la reivindicación 1 y un anzuelo, en el que el polímero se degrada después de la exposición a un ambiente acuoso.

34. Una mosca de pesca que comprende el polímero de la reivindicación 1 y un anzuelo, en la que el polímero se degrada después de la exposición a un ambiente acuoso.

35. Una bolsa desechable que comprende el polímero de la reivindicación 1, bolsa que se degrada en un vertedero.

36. Un procedimiento de producción de un polímero, que comprende:

combinar cantidades iguales molares de glicerol y diácido para formar una mezcla;

mantener la mezcla a una temperatura de 120ºC en una atmósfera inerte y a una presión de 1 Torr (0,133 kPa) durante 24 horas;

mantener la mezcla a una temperatura de 120ºC en una atmósfera inerte y a una presión de 40 mTorr (0,005 kPa) hasta que la mezcla forma un polímero que tiene una densidad de reticulación predeterminada.

37. El procedimiento de la reivindicación 36, en el que la mezcla se mantiene a una presión de 40 mTorr (0,005 kPa) durante 24 horas o 48 horas.

38. El procedimiento de la reivindicación 36 en el que la etapa de combinación comprende además la adición de un porógeno a la mezcla.

39. El procedimiento de la reivindicación 38, en el que el porógeno se selecciona entre azodicarboimida, una sal de haluro alcalino, y una sal soluble en agua, y el procedimiento opcionalmente comprende además sumergir la mezcla polimerizada en agua para lixiviar el porógeno.

40. El procedimiento de la reivindicación 36, que comprende además modificar los grupos hidroxilo del polímero con un miembro de una biomolécula, un grupo hidrófilo, un grupo hidrófobo, un grupo orgánico no proteico, un ácido, una molécula pequeña, un agente bioactivo, y cualquier combinación de los anteriores.

41. El procedimiento de la reivindicación 35 que comprende además:

Proporcionar un sustrato que tiene un patrón predeterminado de estrías y canales y un revestimiento de sacrificio o un material soluble en agua;

después de la etapa de combinación, colar la mezcla sobre el sustrato; y

después de que la mezcla tiene la densidad de reticulación predeterminada, disolver la capa de sacrificio para liberar el polímero del sustrato, en el que el polímero tiene un patrón de relieve que corresponde al patrón predeterminado.

42. El procedimiento de la reivindicación 41,

a)

que comprende además el patrón de relieve en el polímero para formar canales cubiertos, en el que en la cubierta opcionalmente comprende un copolímero elastomérico de glicerol y un diácido, o

b)

en el que la etapa de recubrir comprende proporcionar una cubierta, disponer una mezcla equimolecular parcialmente polimerizada de un glicerol y un diácido entre la cubierta y el polímero, y reticular la mezcla equimolecular, o

c)

que comprende además preparar una cubierta para que el polímero tenga el relieve por las etapas de:

combinar cantidades molares iguales de glicerol y un diácido para formar una mezcla;

mantener la mezcla a una temperatura de 120ºC en una atmósfera inerte y a una presión de 1 Torr (0,133 kPa) durante 24 horas;

conformar la mezcla como una lámina;

disponer la hoja sobre el patrón de relieve en el polímero; y

mantener la mezcla a una temperatura de 120ºC en una atmósfera inerte y a una presión de 1 Torr (0,133 kPa) hasta que la hoja tenga una densidad de reticulación predeterminada;

en el que la etapa de conformación puede realizarse antes o después de la etapa de mantener a una presión de 1 Torr (0,133 kPa).