ES2292059T3 - Injerto vascular. - Google Patents
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Abstract
Injerto vascular comprendiendo un copolímero absorbible, cristalino, monocéntrico, poliaxial comprendiendo: un átomo central seleccionado del grupo comprendiendo carbono y nitrógeno; y al menos tres ejes creados y extendiéndose hacia afuera desde el átomo central, cada eje comprendiendo: un componente amorfo, flexible, adyacente a y originado a partir del átomo central, el componente amorfo comprendiendo unidades de repetición derivadas de al menos un monómero cíclico seleccionado del grupo que incluye esencialmente carbonatos y lactonas; y al menos el 30 por ciento, preferiblemente el 65 por ciento, en peso, de un componente rígido, cristalizable que se extiende hacia fuera desde el componente amorfo, flexible, el componente cristalizable estando compuesto principalmente de secuencias derivadas de glicólido o derivadas de l-láctido, donde se utiliza el glicerol, trimetiloletano, trimetilolpropano o pentaeritritol como iniciador en la preparación del copolímero cuando el átomo central es carbono, y donde preferiblemente una o varias sustancias útiles medico-quirúrgicamente son incorporadas en el interior del copolímero.
Description
Injerto vascular.
A partir del desarrollo exitoso del
poliglicólido termoplástico cristalino como material absorbible
formador de fibras, se ha realizado un gran esfuerzo con respecto
al desarrollo de nuevos poliésteres lineales formadores de fibras
con propiedades mecánicas moduladas y perfiles de absorción. Tal
modulación ha sido posible a través de la aplicación del concepto
de segmentación en cadenas o de formación en bloques, en el que las
cadenas macromoleculares lineales comprenden distintas entidades
químicas con una amplia gama de propiedades fisicoquímicas, entre
las cuales se encuentra la capacidad para cristalizar o impartir
una plastificación interna. Ejemplos típicos que ilustran el uso de
esta estrategia aparecen en las patentes US Nº 5,554,170, 5,431,679,
5,403,347, 5,236,444, y 5,133,739, donde se utilizaron iniciadores
disfuncionales para producir cadenas copoliméricas cristalizables
lineales que poseen distintas microestructuras.
Por otra parte, se utilizó una ramificación
controlada en polímeros cristalinos con homocadena, como el
polietileno, como estrategia para ampliar la distribución del
tamaño de los cristalitos, para reducir el grado global de
cristalinidad y aumentar la adaptabilidad (L. Mandelkern,
Crystallization of Polymers, McGraw-Hill Book
Company, NY, 1964, p. 105-106). Un enfoque similar
pero de implementación más difícil para obtener tal efecto sobre la
cristalinidad tal y como se ha indicado anteriormente ha sido usado
específicamente para la producción de copolímeros segmentados
lineales y copolímeros de heterocadena en bloques tales como (1)
poliéter-ésteres no absorbibles de tereftalato de polibutileno y
óxido de politetrametileno [véase S. W. Shalaby y H.E. Bair,
Capítulo 4 de Thermal Characterization of Polymeric Materials (E.
A. Turi, Ed.) Academic Press, NY, 1981, p. 402; S. W. Shalaby et
al., Patente U.S. 4,543,952 (1985)]; (2) copolímeros absorbibles
en bloques/segmentados de poliésteres cristalizables de alta fusión
tales como el poliglicólido con poliéter-éster amorfo tal como
poli-1,5-dioxepano-2-ona
(véase A. Kafrawy et al., Patente U.S. 4,470,416 (1984)); y
(3) copoliésteres absorbibles en bloques/segmentados de componentes
cristalizables y no cristalizables como se citan en las patentes US
Nº 5,554,170, 5,431,679, 5,403,347, 5,236,444, y 5,133,739. No
obstante, no existe en la técnica anterior el uso de una combinación
de una ramificación controlada (geometría de cadena poliaxial) y de
una segmentación en cadenas o formación en bloques de las ramas
individuales para producir polímeros absorbibles con propiedades a
medida. Ésta y otras necesidades reconocidas de los polímeros
absorbibles con combinaciones únicas de cristalinidad y una
adaptabilidad elevada, que puedan ser procesados por fusión en
fibras y películas de alta resistencia con perfiles de absorción
relativamente breves en comparación con sus análogos cristalinos
homopoliméricos proporcionó un incentivo para estudiar un nuevo
enfoque para el diseño de cadenas macromoleculares con el fin de
conseguir dichas necesidades. AI mismo tiempo, se utilizó una
iniciación de polimerización por abertura anular con compuestos
orgánicos con tres o cuatro grupos funcionales como medio para
producir sistemas absorbibles elastoméricos entrecruzados tal como
en los ejemplos y reivindicaciones de la patente U.S. Nº 5,644,002.
Contrariamente a esta técnica anterior y de acuerdo con las
necesidades reconocidas para realizar nuevos materiales
cristalizables, procesables por fusión, la presente invención se
refiere a la síntesis y al uso de iniciadores poliaxiales con tres
o más grupos funcionales para producir materiales cristalizables
con temperaturas de fusión superiores a 100ºC, que puedan ser
procesados por fusión en películas y fibras adaptables altamente
absorbibles.
La presente invención se refiere a un copolímero
absorbible, cristalino, monocéntrico, poliaxial y a un proceso de
preparación del copolímero según las reivindicaciones
independientes. Unas formas de realización preferidas están
expuestas en las reivindicaciones dependientes.
En un aspecto, la presente invención se refiere
a un copolímero absorbible, cristalino, monocéntrico, poliaxial que
incluye un átomo central que es carbono o nitrógeno y al menos tres
ejes originados y que se extienden hacia afuera del átomo central,
con un eje que incluye un componente amorfo, flexible, adyacente a
y originado a partir del átomo central, el componente amorfo
estando formado por unidades repetidas derivadas de al menos un
monómero cíclico, sea un carbonato o una lactona, y un componente
rígido, cristalizable que se extiende hacia afuera del componente
flexible amorfo, el componente cristalizable estando formado por
unidades de repetición derivadas de al menos una lactona.
En otro aspecto, la presente invención se
refiere a un copolímero absorbible, monocéntrico, poliaxial
obtenido mediante un proceso que incluye las fases de:
- a)
- suministro de un iniciador monomérico que es un compuesto orgánico seleccionado del grupo que comprende compuestos orgánicos trifuncionales y compuestos orgánicos tetrafunctionales;
- b)
- suministro de un catalizador basado en un metal polivalente;
- c)
- reacción de al menos un comonómero cíclico seleccionado del grupo que comprende esencialmente carbonatos y lactonas con el iniciador monomérico en presencia del catalizador para que se forme un iniciador polimérico amorfo, poliaxial por medio de una polimerización por la abertura anular de al menos un comonómero cíclico; y
- d)
- reacción del iniciador poliaxial polimérico amorfo con al menos una lactona comprendiendo un elemento seleccionado del grupo que comprende glicólido, láctido, \rho-dioxanona, y combinaciones de los mismos.
También según otro aspecto de la presente
invención, el copolímero expuesto adopta diferentes formas de
stents absorbibles, para un dispositivo de sutura o de sellado para
el cierre de una herida en la pared de un vaso sanguíneo.
Se apreciará mejor lo que se ha mencionado
anteriormente y otros aspectos de la presente invención en
referencia a la siguiente descripción detallada de unas formas de
realización específicas de la invención, provista a modo de ejemplo
únicamente, cuando se lee en conjunto con los dibujos anexos, en
los que
La Figura 1 muestra un dispositivo de sellado
para el cierre de una herida en la pared de un vaso según una
primera forma de realización de una primera aplicación específica
de la invención.
La Figura 2 muestra una vista transversal de un
primer elemento de sellado.
La Figura 3 muestra una vista transversal de un
segundo elemento de sellado.
La Figura 4 muestra un dispositivo de sellado
para el cierre de una herida en la pared de un vaso según una
primera forma de realización de una primera aplicación específica
de la invención,
La Figura 5 muestra un núcleo alargado.
La Figura 6 muestra un dispositivo de sellado
para el cierre de una herida en la pared de un vaso según una
segunda forma de realización de una primera aplicación específica
de la invención.
La Figura 7 muestra un dispositivo de sellado
para el cierre de una herida en la pared de un vaso según una
tercera forma de realización de una primera aplicación específica
de la invención.
La Figura 8 muestra un dispositivo de sellado
para el cierre de una herida en la pared de un vaso según una
quinta forma de realización de una primera aplicación específica de
la invención.
La Figura 9 muestra un dispositivo de sellado
para el cierre de una herida en la pared de un vaso según una
quinta forma de realización de una primera aplicación específica de
la invención.
La Figura 10 muestra esquemáticamente un stent
de la técnica anterior aplicable en la presente invención.
La Figura 11 es una vista longitudinal de un
stent según una forma de realización preferida de la presente
invención.
La Figura 12 es una vista en corte transversal
del stent mostrado en la figura 11.
La Figura 13 es una vista longitudinal de un
stent según otra forma de realización preferida de la presente
invención.
Esta invención se refiere a moléculas
poliméricas absorbibles, poliaxiales, monocéntricas, cristalizables
con componentes flexibles no cristalizables de la cadena en el
núcleo y segmentos rígidos cristalizables en los terminales de la
cadena. Más específicamente, la presente invención se refiere al
diseño de iniciadores poliméricos poliaxiales amorfos con ramas
originadas a partir de un compuesto orgánico polifuncional para que
éste se extienda a lo largo de más de dos coordenadas y de su
copolimerización con monómeros cíclicos para producir materiales
absorbibles cristalinos formadores de películas y de fibras. Los
materiales copoliméricos absorbibles de esta invención comprenden
al menos un 30 por ciento, y preferiblemente un 65 por ciento, en
peso, de un componente cristalizable que está compuesto
principalmente de secuencias derivadas de glicólido o derivadas de
1-láctido, y exhiben transiciones de primer y
segundo orden inferiores a 222ºC y a 42ºC, respectivamente, y
sufren una disociación completa en los subproductos hidrosolubles
en menos de 180 días y preferiblemente de 120 días cuando son
incubados en un tampón fosfato a 37ºC y con un pH 7.4 o implantados
en tejidos vivos.
Los iniciadores poliméricos amorfos poliaxiales
(PPls) usados en esta invención para producir materiales
copoliméricos absorbibles cristalinos pueden ser realizados
mediante la reacción de un monómero cíclico o de una mezcla de
monómeros cíclicos como el carbonato de trimetileno,
\varepsilon-caprolactona, y
1,5-dioxapano-2-ona
en presencia de un catalizador organometálico con uno o más
compuestos polihidroxi, poliamino, o hidroxiamino con más de tres
aminas reactivas y/o grupos hidroxilo. Ejemplos típicos de los
últimos compuestos son el glicerol,
etano-trimetilol,
propano-trimetilol, pentaeritritol, una
ciclodextrina parcialmente alquilada, trietanolamina,
N-2-aminoetil-1,3-propanodiamina;
3-amino-5-hidroxi
pirazol, y
4-amino-6-hidroxi-2-mercapto-pirimidina.
Los copolímeros cristalinos de la presente
invención están diseñados para que (1) el PPI esté desprovisto de
cualquier nivel visible de cristalinidad; (2) la función del
componente PPI sea la de un separador flexible de un componente
rígido, cristalizable, dispuesto terminalmente, derivado
principalmente del glicólido para permitir un entrelazamiento
molecular superficial para crear
pseudo-entrecruzamientos, los cuales a su vez,
maximizan la interfaz de las fracciones amorfas y cristalinas del
copolímero implicando una alta adaptabilidad sin comprometer la
resistencia a la tensión; (3) maximizar la incorporación del enlace
de glicolato hidrolíticamente lábil en el copolímero sin
comprometer la alta adaptabilidad buscada - esto se consigue a
través de la disposición de los segmentos del poliglicólido para
desarrollarse en múltiples sitios activos del iniciador polimérico
y limitando así la longitud de los segmentos de la cadena
cristalizable; (4) tener una amplio proceso de cristalización de
caracterización de sitios de nucleación máxima y un crecimiento de
los cristalitos lento que a su vez ayuda a asegurar un
post-procesamiento extremadamente controlado y el
desarrollo de las propiedades mecánicas - esto se consigue mediante
el entrelazamiento en un modo eficaz de los componentes
cristalizables con componentes no cristalizables conduciendo a una
alta afinidad para la nucleación, una alta viscosidad de
precristalización, un movimiento lento de la cadena, y un bajo nivel
de cristalización; (5) forzar al polímero para formar cristalitos
menos perfectos con una amplia distribución del tamaño y reducir su
temperatura de fusión en comparación con sus análogos cristalinos
homopoliméricos para favorecer el procesamiento por fusión - esto
se consigue mediante la limitación de la longitud de los segmentos
cristalizables de la cadena copolimérica según se ha discutido
anteriormente; (6) permitir la incorporación de fracciones básicas
en el PPI que puedan afectar a la hidrólisis autocatalítica de todo
el sistema que a su vez acelera el nivel de absorción; y (7)
permitir que la cadena polimérica se asocie para permitir eventos
térmicos endotérmicos que puedan estar relacionados con una
tenacidad similar a la que se ha detectado en el PET con respecto
al denominado valor máximo endotérmico medio (MEP) (S. W. Shalaby,
Capítulo 3 de Thermal Characterization of Polymeric Materials,
Academic press, NY, 1981, p. 330).
Como ejemplo, los materiales copoliméricos
cristalinos de la presente invención pueden ser preparados según se
indica a continuación, aunque como se ha citado más arriba, otros
monómeros también forman parte del objetivo de la presente
invención. El iniciador polimérico amorfo poliaxial se forma por una
polimerización preliminar de una mezcla de
\varepsilon-caprolactona y carbonato de
trimetileno en presencia de trimetilol-propano y de
una cantidad catalítica de octoato estañoso, mediante unas
condiciones de polimerización estándares por la abertura anular que
implican el calentamiento de los reactivos agitados en una
atmósfera de nitrógeno a una temperatura superior a 110ºC hasta que
se realice una conversión sustancial o completa de los monómeros.
Esto puede ir seguido por la adición de una cantidad predeterminada
de glicólido. Después de la disolución del glicólido en la mezcla
reactiva, la temperatura es aumentada a más de 150ºC para que el
glicólido pueda copolimerizarse con el iniciador poliaxial. Cuando
prácticamente todo el glicólido puede reaccionar, el copolímero
resultante es enfriado a 25ºC. Después de eliminar el polímero de la
caldera de reacción, y después de la trituración, unas trazas de
monómeros no polimerizados son eliminadas por calentamiento bajo
presión reducida. El polímero triturado puede ser extrudido después
y granulado antes de ser convertido en fibras o películas por unos
métodos convencionales de tratamiento por fusión. En la fase de
polimerización y de purificación apropiada de un producto, se
utilizan los métodos analíticos tradicionales, tales como la
cromatografía de permeación en gel (CPG), la viscosidad de la
solución, la calorimetría diferencial de barrido (DSC), la
resonancia magnética nuclear (RMN), y la espectroscopia infrarroja
(IR), para controlar o determinar (directa o indirectamente) la
extensión de la conversión monomérica, el peso molecular, las
transiciones térmicas (la temperatura de fusión, T_{m}, del inglés
"melting temperature" y la temperatura de transición vítrea,
T_{g}, del inglés "glass transition temperature"), la
microestructura de la cadena, y una entidad química,
respectivamente.
Otro aspecto de esta invención se refiere a un
injerto terminal de un PPI con
\varepsilon-caprolactonao
1-lactido, y preferiblemente en presencia de una
cantidad menor de un segundo monómero, para producir polímeros
cristalinos absorbibles para su uso como selladores óseos o
membranas de barrera, respectivamente.
Las películas hechas mediante un moldeo por
compresión de los copolímeros descritos en los ejemplos expuestos a
continuación son evaluadas para determinar (1) la resistencia a la
tensión; (2) la retención de resistencia a la rotura in
vitro y la pérdida de masa durante la incubación en un tampón
fosfato a 37ºC y pH 7.4; (3) la retención de resistencia a la rotura
in vivo usando una rata modelo en la que se implantan
subcutáneamente unas bandas de películas durante 1 a 6 semanas y de
la que se explantan unas longitudes individuales periódicamente
para determinar el porcentaje de resistencia a la rotura retenida;
y (4) la absorción in vivo (en cuanto a la pérdida de masa)
usando una rata modelo en la que se coloca en el peritoneo una banda
de película, insertada en una bolsa tejida de tereftalato de
polietileno sellado (PET) durante 6, 8, 10, 12 y 14 semanas. Al
final de cada período, se retira la bolsa PET y se elimina la masa
residual de las bandas, se enjuaga con agua, se seca, y se
determina su peso.
Específicamente, un aspecto importante de esta
invención es la producción de películas absorbibles adaptadas con
una absorción modulada y unos perfiles de pérdida de resistencia
para permitir su uso en una amplia gama de aplicaciones tales como
unos dispositivos vasculares o componentes de los mismos. Más
específicamente se usan estos dispositivos para el sellado de vasos
sanguíneos perforados.
En otro aspecto, esta invención se refiere al
uso de los polímeros descritos aquí para la producción de películas
extrudidas o moldeadas para su uso en sistemas de barrera para
prevenir la adhesión postoperatoria o en coberturas adaptadas,
selladores, o barreras para quemaduras y úlceras así como para un
tejido comprometido/dañado. Los artículos mencionados también
pueden contener uno o más agentes bioactivos para aumentar o
acelerar sus funciones. En otro aspecto, esta invención se refiere
a películas procesadas por fusión para su uso como parches para
vasos sanguíneos comprometidos mecánicamente. En otro aspecto, esta
invención se refiere al uso del polímero descrito aquí en forma de
revestimiento para dispositivos intravasculares tales como
catéteres y stents. En otro aspecto, esta invención se refiere a la
aplicación de los polímeros descritos aquí en la producción de
catéteres extrudidos para su uso como conductos transitorios y
espumas microcelulares con una estructura porosa continua para su
uso en ingeniería de tejidos y para el control del crecimiento de
los vasos sanguíneos y las extremidades nerviosas. Otro aspecto de
esta invención se refiere al uso de los polímeros descritos aquí
para producir artículos moldeados por inyección para su uso como
barreras, o tapones, para ayudar a la función de ciertos
dispositivos biomédicos usados en tejidos blandos y duros y que
pueden ser empleados para la reparación, aumento, substitución o
reasignación/asistencia de las funciones de varios tipos de tejidos
incluyendo hueso, cartílago, y pulmón así como tejidos vasculares y
componentes de los sistemas gastrointestinales y urogenitales. En
otro aspecto, esta invención se refiere al uso de los polímeros
descritos aquí para producir tejidos adaptables, de fusión por
soplado y suturas monofilamentosas con absorción modulada y
perfiles de retención de la resistencia.
En un aspecto de esta invención, los copolímeros
en cuestión adoptan distintas formas de stents absorbibles, tales
como los que se usan (1) en forma de dispositivo intraluminal para
una anastomosis sin suturas gastrointestinal sin suturas; (2) para
una sustitución laparoscópica de segmentos del tracto urinario; (3)
como dispositivo intraluminal para una soldadura de arteria; (4) en
el tratamiento de lesiones uretrales; (5) como una intubación
traqueal; (6) en el tratamiento de estrecheces uretrales
recurrentes; (7) para una reversión de vasectomía; (8) en el
tratamiento de estenosis traqueal en niños; (9) para una
vasovasostomía; (10) para una ureterostomía de extremo a extremo; y
(11) como dispositivos biliares.
En otro aspecto de esta invención, los
copolímeros expuestos se transforman en un manto, manguito o
cobertura altamente adaptable, expansible, tubular, que se coloca
de forma ajustada al exterior de un stent metálico o polimérico
expansible para que, bajo expansión irreversible concéntrica en el
sitio deseado de un conducto biológico tratado, como un vaso
sanguíneo o una uretra, ambos componentes se expandan
simultáneamente y el manto proporcione una barrera entre la pared
interna del conducto y la pared externa del stent. En otro aspecto
de esta invención, los copolímeros en cuestión son usados en forma
de matriz extensible de una cobertura, manguito, o manto reforzados
con fibra para un stent, donde el refuerzo de fibra tiene la forma
de una construcción de hilos enrollados en espiral (con y sin
rizado), tejidos en malla, en punto, o trenzados. En otro aspecto
de esta invención, el manto del stent, o cobertura, está diseñado
para servir de matriz de liberación controlada de agentes
bioactivos como los que se usan (1) para inhibir la formación de
neointima tal como está ejemplificado por la hirudina y el análogo
prostacíclico, el iloprost; (2) para inhibir la agregación
plaquetaria y la trombosis; (3) para reducir la inflamación
intraluminal e intravascular particular tal y como está
ejemplificado por la dexametasona y fármacos inflamatorios no
esteroidales, tales como el naproxeno; y (4) para suprimir la
restenosis.
Un aspecto de esta invención se refiere a la
conversión de los copolímeros en cuestión en dispositivos moldeados
o componentes de dispositivos usados en forma de dispositivo de
cierre de una perforación hemostática después de una angioplastia
coronaria.
También se incluye en el objetivo de la
invención el hecho de incorporar una o más sustancias útiles
médico-quirúrgicamente dentro de los copolímeros y
otros dispositivos objetos de esta invención. Ejemplos típicos de
estas sustancias son aquellas que son capaces de (1) minimizar o
prevenir la adhesión de plaquetas sobre la superficie de los
injertos vasculares; (2) proporcionar funciones antiinflamatorias;
(3) bloquear incidentes que conduzcan a una hiperplasia como en el
caso de injertos sintéticos vasculares; (4) ayudar a la
endotelialización de los injertos sintéticos vasculares; (5)
prevenir la migración celular muscular lisa hacia el lumen de
injertos vasculares sintéticos; y (6) acelerar el crecimiento
guiado hacia adentro del tejido en andamios completa o parcialmente
absorbibles usados en la ingeniería de tejidos vasculares.
Para que los expertos en la técnica puedan poner
en práctica la presente invención, se han provisto las siguientes
ilustraciones de preparación de copolímeros cristalinos
típicos.
Una carga inicial consiste en 142,4 gramos
(1,249 moles) de E-caprolactona; 159,4 gramos (1,563
moles) de carbonato de trimetileno; 1,666 gramos (1,24x10^{-2}
moles) de trimetilol-propano, y 1,0 ml (2,03 x
10^{-4} moles) de una solución 0,203M del catalizador octoato
estañoso en tolueno después de un secado a la llama del aparato de
reacción. El aparato de reacción fue una caldera de acero
inoxidable de 1 L con una tapa de vidrio de 3 cuellos equipada con
una unidad de agitación mecánica superior, un adaptador de vacío, y
dos conectores a 90º para una entrada de
argón.
argón.
El aparato y su contenido fueron calentados a
50ºC al vacío con un baño de aceite a temperatura elevada. Tras una
fusión completa del contenido después de 30 minutos, el sistema fue
purgado con argón, se inició la agitación a 32 rpm, y la
temperatura fue establecida a 150ºC. Después de 4 horas a 150ºC, la
viscosidad del iniciador polimérico poliaxial (PPI) aumentó y la
temperatura del baño se redujo a 110ºC. Después de alcanzar 110ºC;
398,5 gramos (3,435 moles) de glicólido fueron añadidos al sistema.
Una vez que el glicólido se derritió completamente y se mezcló en
el iniciador polimérico poliaxial, se aumentó la temperatura a
180ºC y se detuvo la agitación. La reacción continuó durante 2
horas antes del enfriamiento del sistema a 50ºC y el calor fue
mantenido durante toda la noche. El polímero fue aislado, triturado,
secado, extrudido y secado de nuevo tal y como se describe más abajo
en el ejemplo 5.
La mezcla extrudida fue caracterizada como se
indica a continuación: la viscosidad inherente usando alcohol
hexafluoroisopropilo (HFIP) como solvente fue de 0,97 dL/g. La
temperatura de fusión y el calor de fusión determinados por
calorimetría diferencial de barrido (usando un termograma de
calentamiento inicial) fue de 215ºC y 40,8 J/g,
respectivamente.
Una carga inicial consistió en 122,8 gramos
(1,077 moles) de
\varepsilon-caprolactona; 131,9 gramos (1,292
moles) de carbonato de trimetileno; 1,928 gramos (1,44 10^{-2}
moles) de trimetilol-propano, y 1,0 ml (8,62 x
10^{-5} moles) de 0,086M de una solución de catalizador octoato
estañoso en tolueno después de un secado a la llama del aparato de
reacción. El aparato de reacción fue una caldera de acero
inoxidable de 1 L con tapa de vidrio de 3 cuellos equipada con una
unidad de agitación superior, un adaptador de vacío, y dos
conectores a 90º para una entrada de argón.
El aparato y sus contenidos fueron calentados
posteriormente a 65ºC al vacío con un baño de aceite de temperatura
elevada. Después de 30 minutos, con los contenidos completamente
fundidos, el sistema fue purgado con argón, se inició la agitación
a 34 rpm, y se estableció la temperatura a 140ºC. Después de 3
horas a 140ºC, la temperatura fue aumentada a 150ºC durante 1 hora
y reducida después a 140ºC. En este punto, 225,0 gramos (1,940
moles) de glicólido fueron añadidos al sistema mientras que se
efectuaba rápidamente la agitación. Una vez que el glicólido se
fundió completamente y se mezcló dentro del iniciador polimérico
poliaxial, se aumentó la temperatura a 180ºC y se detuvo la
agitación. La reacción fue continuada durante 2 horas antes del
enfriamiento del sistema a la temperatura ambiente durante toda la
noche. El polímero fue aislado, triturado, secado, extrudido, y
secado de nuevo tal y como se describe en el ejemplo 5.
La caracterización de la mezcla extrudida se
realizó como se indica a continuación: la viscosidad inherente
usando HFIP como solvente fue de 0,93 dUg. La temperatura de fusión
y el calor de fusión medidos por calorimetría diferencial de barrido
(DSC usando un termograma de calentamiento inicial), fueron 196ºC y
32,1 J/g, respectivamente.
Una carga inicial consistió en 101,6 gramos
(0,891 moles) de \varepsilon-caprolactona, 113,5
gramos (1,113 moles) de carbonato de trimetileno, 15,5 gramos de
glicólido (0,134 moles), 1,996 gramos (1,49 x 10^{-2} moles) de
trimetilol-propano, y 1,0 ml (1,28 x 10^{-4}
moles) de una solución 0,128M del catalizador octoato estañoso en
tolueno después de un secado a la llama del aparato de reacción. El
aparato de reacción fue una caldera de acero inoxidable de 1 L con
una tapa de vidrio de 3 cuellos equipada con una unidad de
agitación mecánica superior, un adaptador de vacío, y dos conectores
a 90º para una entrada de argón.
El aparato y sus contenidos fueron calentados
después a 85ºC al vacío con un baño de aceite de temperatura
elevada. Después de 30 minutos, con los contenidos completamente
fundidos, el sistema fue purgado con argón, se inició la agitación
a 34 rpm, y se estableció la temperatura a 140ºC. Después de 4
horas a 140ºC, 268,8 gramos (2,317 moles) de glicólido fueron
añadidos al sistema durante una agitación efectuada rápidamente.
Una vez que el glicólido se fundió completamente y se mezcló dentro
del iniciador polimérico poliaxial, se aumentó la temperatura a
180ºC y se detuvo la agitación. La reacción fue continuada durante
2 horas antes del enfriamiento del sistema a la temperatura
ambiente durante toda la noche. El polímero fue aislado, triturado,
secado, extrudido y secado de nuevo como en el Ejemplo 5.
El extrudido fue caracterizado como se indica a
continuación: la viscosidad inherente usando HFIP como solvente fue
de .89 dL/g. La temperatura de fusión y el calor de fusión medidos
por calorimetría diferencial de barrido (DSC usando un termograma
de calentamiento inicial), fueron 212ºC y 34 J/g,
respectivamente.
Glicólido (18,6 g, 0,1603 mol), TMC (136,7 g,
1,340 mol), \varepsilon-caprolactona (122,0 g,
1,070 mol), trimetilolpropano (2,403 g, .01791 mol) y catalizador de
octoato estañoso (0,2M en tolueno; 764 \mul; 0,1528 mmol) fueron
añadidos en condiciones de nitrógeno seco a una caldera de reacción
de acero inoxidable de 1,0 litro equipada con una tapa de vidrio y
un agitador mecánico. Los reactivos fueron fundidos a 85ºC y el
sistema fue evacuado con vacío. El sistema fue purgado con
nitrógeno seco y el producto fundido fue calentado a 160ºC con una
agitación a 30 rpm. Se tomaron muestras del prepolímero fundido
periódicamente y se analizaron para determinar el contenido
monomérico usando CPG. Cuando el contenido monomérico del producto
fundido resultó insignificante, el glicólido (322,5 g; 2,780 mol)
fue añadido con agitación rápida. El nivel de agitación se redujo a
30 rpm después de mezclar los contenidos adecuadamente. La fusión
fue calentada a 180ºC. La agitación fue detenida después de la
solidificación del polímero. El polímero fue calentado durante 2
horas a 180ºC después de la solidificación. El polímero resultante
fue enfriado a temperatura ambiente, templado en nitrógeno líquido,
aislado, y secado al vacío. El polímero fue aislado, triturado,
secado de nuevo, y extrudido tal y como se ha descrito en el
Ejemplo 5. La mezcla extrudida fue caracterizada por medio de RMN e
IR para su identidad y DSC (usando un termograma de calentamiento
inicial) para su transición térmica (T_{m} = 208ºC, \DeltaH =
28,0 J/g) y la viscosidad de la solución en alcohol de
hexafluoroisopropilo (\eta = 0,92 dL/g).
El polímero fue templado en nitrógeno líquido y
triturado mecánicamente. El polímero triturado fue secado al vacío
a 25ºC durante dos horas, a 40ºC durante dos horas, y a 80ºC
durante cuatro horas. El polímero fue extrudido por fusión a 225ºC
hasta 235ºC usando una extrusora de 1/2 pulgada equipado con una
boquilla de 0,094. Los filamentos resultantes fueron enfriados en
agua. El diámetro del filamento medio fue 2,4 mm. El filamento fue
secado a 40ºC y a 80ºC al vacío durante ocho y cuatro horas,
respectivamente.
El proceso de moldeo por compresión implicó la
exposición del polímero a una temperatura elevada entre dos mitades
del molde. Cuando la temperatura de las mitades del molde excedió
la temperatura de fusión del polímero, una presión fue aplicada al
molde y el material pudo fluir dentro de una cavidad predefinida
del molde. El molde fue enfriado después a temperatura ambiente
antes de ser abierto y el polímero recién formado fue retirado.
El ciclo de moldeo completo puede ser descrito
de la manera siguiente: (1) Secado típico: temperatura 80ºC
durante 2 horas; (2) Precalentamiento, aumento de
temperatura típico: presión 5.000N, temperatura de la temperatura
ambiente hasta 200ºC; (3) Formación, temperatura constante
bajo alta presión típica: presión 50.000N, temperatura 200ºC; (4)
Enfriamiento, descenso de la temperatura bajo alta presión
típica: presión 50.000N, temperatura de 200ºC a 50ºC; (5)
Abertura del molde; (6) Recocimiento típico:
temperatura 80ºC durante 2 horas; y (7) Embalaje típico, el
dispositivo fue eliminado del molde y envasado al vacío en un
ambiente de gas protector.
Glicólido (10,4 g, 0,090 mol), TMC (76,5 g,
0,750 mol), \varepsilon-caprolactona (68,4 g,
0,600 mol), trimetilolpropano (1,995 g, .01487 mol) y catalizador de
octoato estañoso (0,2M en tolueno; 637 \mul; 0,1274 mmol) fueron
añadidos en condiciones de nitrógeno seco a una caldera de reacción
de acero inoxidable de 1,0 litro equipada con una tapa de vidrio y
un agitador mecánico. Los reactivos fueron fundidos a 85ºC y el
sistema fue evacuado con vacío. El sistema fue purgado con
nitrógeno seco y el producto fundido fue calentado a 160ºC con una
agitación a 30 rpm. Se tomaron muestras del prepolímero fundido
periódicamente y se analizaron para determinar el contenido
monomérico usando CPG. Cuando el contenido monomérico de la fusión
resultó insignificante, se añadió el glicólido (344,5 g; 2,970 mol)
con agitación rápida. El nivel de agitación fue reducido a 30 rpm
después de mezclar los contenidos adecuadamente. El producto fundido
fue calentado a 180ºC. La agitación se detuvo después de la
solidificación del polímero. El polímero fue calentado durante 2
horas a 180ºC después de su solidificación. El polímero resultante
fue enfriado a la temperatura ambiente, templado en nitrógeno
líquido, aislado, y secado al vacío. El polímero fue caracterizado
por RMN e IR (para determinar la identidad), para la transición
térmica por DSC (T_{m} = 215,7) y la viscosidad de la solución
en alcohol de hexafluoroisopropilo (\eta- 0,95 dUg).
Glicólido (3,1 g, 0,0267 mol), TMC (23,0 g,
0,2255 mol), \varepsilon-caprolactona (20,5 g,
0,1798 mol), trietanolamina (0,6775 g, 4,55 mmol) y catalizador de
octoato estañoso (0,2M en tolueno, 519 \mul, 0,1038 mmol) fueron
añadidos en condiciones de nitrógeno seco a una caldera de reacción
de acero inoxidable de 0,5 litros equipada con una tapa de vidrio y
un agitador mecánico. Los reactivos fueron fundidos a 85ºC y el
sistema fue evacuado con vacío. El sistema fue purgado con
nitrógeno seco y el producto fundido fue calentado a 160ºC con una
agitación a 30 rpm. Se tomaron muestras del prepolímero fundido
periódicamente y se analizaron para determinar el contenido
monomérico usando CPG. Cuando el contenido monomérico de la fusión
fue insignificante, el glicólido (103,4 g; 0,8914 mol) fue añadido
con agitación rápida. El nivel de agitación fue reducido a 30 rpm
después de mezclar los contenidos adecuadamente. El producto
fundido fue calentado a 180ºC. La agitación se detuvo después de la
solidificación del polímero. El polímero fue calentado durante 2
horas a 180ºC después de la solidificación. El polímero resultante
fue enfriado a temperatura ambiente, templado en nitrógeno líquido,
aislado, y secado al vacío. El polímero fue caracterizado para
determinar la identidad y composición (IR y RMN, respectivamente) y
la transición térmica por DSC (T_{m} 220ºC) y el peso molecular
por viscometría de la solución (\eta = 0,80 en alcohol de
hexafluoroisopropilo).
La polimerización en dos etapas se efectuó como
en el Ejemplo 8 a excepción del uso de 0,6915 g de trietanolamina y
693 \muI de solución de octanoato estañoso. El polímero final fue
aislado y caracterizado como en el Ejemplo 8 y exhibió una T_{m}
= 221ºC y una viscosidad inherente (en HFIP) = 0, 82.
Glicólido (3,1 g, 0,0267 mol), TMC (23,0 g,
0,2255 mol), \varepsilon-caprolactona (20,5 g,
0,1796 mol), pentaeritritol (0,600 g., 0,0044 mol) y catalizador de
octoato estañoso (0,2 M en tolueno, 193 \mul, 0,0386 mmol) fueron
colocados en condiciones de nitrógeno seco en una caldera de
reacción de acero inoxidable de 0,5 L equipada con una tapa de
vidrio y un agitador mecánico. La carga de polimerización fue
secada a 25ºC y a 40ºC bajo presión reducida durante 60 y 30
minutos, respectivamente. Los reactivos fueron fundidos después a
85ºC y el sistema fue purgado con nitrógeno seco. El producto
fundido fue calentado a 160ºC con una agitación a 30 rpm. Se
tomaron muestras del prepolímero fundido periódicamente y se
analizaron para determinar el contenido monomérico usando CPG
(cromatografía de permeación en gel). Cuando el contenido
monomérico del polímero fundido fue insignificante, el glicólido
(103,4 g., 0,8914 mot) fue añadido con una agitación rápida de más
de 40 rpm. El nivel de agitación se redujo después a 30 rpm después
de mezclar adecuadamente los contenidos. Los reactivos fueron
calentados a 180ºC. La agitación se detuvo después de la
solidificación del polímero. El polímero fue calentado durante 2
horas a 180ºC después de la solidificación. El polímero resultante
fue enfriado a temperatura ambiente, templado en nitrógeno líquido,
aislado, y secado a 25ºC y después a 40ºC bajo presión reducida.
El polímero final fue aislado y caracterizado
como en el Ejemplo 8 y exhibió una T_{m} = 219ºC y una viscosidad
inherente (en HFIP) = 0,98.
El polímero fue templado en nitrógeno líquido y
triturado mecánicamente. El polímero triturado fue secado al vacío
a 25ºC durante dos horas, a 40ºC durante dos horas, y a 80ºC
durante cuatro horas. El polímero fue extrudido por fusión entre
235ºC a 245ºC usando una extrusora de 1/2 pulgada equipado con una
boquilla de 0,094. El monofilamento resultante fue templado en un
baño de agua helada antes del bobinado. El monofilamento fue secado
a 40ºC y al vacío durante cuatro horas antes de la orientación.
Los polímeros de los Ejemplos 7 a 10 que fueron
extrudidos tal y como se ha descrito en el Ejemplo 11 fueron
orientados mediante un estiramiento en dos fases en suturas
monofilamentosas. Antes del diseño del Ejemplo 7, los
monofilamentos fueron pretensados y recocidos. El estiramiento se
realizó entre 90-100ºC en la primera fase y
100-130ºC en la segunda fase. La proporción de
estiramiento global varió entre 3,73X y 4,6X. Varios monofilamentos
se relajaron a 70ºC durante 15 minutos para reducir su contracción
libre. Las propiedades de los monofilamentos orientados están
resumidas en la Tabla I.
Unas suturas monofilamentosas Números
8F-1 y 9F-1 descritas en la Tabla I
fueron esterilizadas radioquímicamente en embalajes de hoja sellados
herméticamente que fueron prepurgados con gas nitrógeno seco,
usando 5 y 7,5 KGy de radiación gamma. El proceso de esterilización
radioquímica implica el uso de 200-400 mg de
película Delrin (poli-formaldehído) como insertos de
embalaje para la liberación controlada, radiolíticamente, de gas
formaldehído tal y como ha sido descrito anteriormente por Correa
et al., [Sixth World Biomaterials Congress, Trans Soc.
Biomat., II, 992 (2000)]. Las suturas monofilamentosas
estériles fueron incubadas en un tampón fosfato a 37ºC y con un pH
= 7.4 para determinar su perfil de retención de resistencia a la
rotura como suturas absorbibles. Usando los datos de resistencia a
la rotura de las suturas no estériles (Tabla I), se calcularon los
datos de retención de resistencia a la rotura de las suturas
estériles. Un resumen de estos datos son proporcionados en la Tabla
II. Estos datos indican que todas las suturas retuvieron una
resistencia apreciable al cabo de dos semanas en la solución
tamponada.
Tal y como se ha indicado anteriormente, existen
varias aplicaciones diferentes para el copolímero. Más abajo, dos
aplicaciones específicas, es decir un dispositivo para sellar vasos
sanguíneos perforados y un stent, serán descritos de manera más
precisa.
La Figura 1 muestra un dispositivo de sellado
para cerrar una herida en la pared de un vaso según una primera
forma de realización de la invención. El dispositivo de sellado
comprende tres partes separadas, es decir un primer elemento de
sellado 2, un elemento alargado 4 y un segundo elemento de sellado
6. El primer elemento de sellado 2 es fijado a un extremo distal del
elemento alargado 4. En esta primera forma de realización del
dispositivo de sellado, el primer elemento de sellado comprende dos
aberturas pasantes 8, 10 (figura 2) a través de las cuales un cable
de sutura multifilamentoso 12 es enroscado para formar un par de
cables de sutura que constituyen el elemento alargado 4.
El segundo elemento de sellado 6 está provisto
de una abertura 14 (figura 3), que se adapta al elemento alargado
4, es decir que la abertura 14 es mayor que el espesor de la parte
proximal del elemento alargado 4. Con este tipo de estructura, el
segundo elemento de sellado 6 es enroscable sobre y a lo largo del
elemento largo 4 (figura 1). La porción más distal del elemento
alargado 4 tiene un espesor constante que es ligeramente mayor que
la abertura 14 del segundo elemento de sellado 6 y constituye la
porción de bloqueo distal 16.
Esto permitirá el acoplamiento friccional entre
el interior de la abertura 14 del segundo elemento de sellado 6 y
la porción de bloqueo distal 16 del elemento alargado 4 haciendo
que el dispositivo de sellado tenga un bloqueo infinitamente
variable a lo largo de dicha porción de bloqueo distal 16 (figura
4).
El cable de sutura multifilamentoso 12 está
formado preferiblemente de un material reabsorbible como el
polímero glicólico/láctido. El primer elemento de sellado 2 y el
segundo elemento de sellado 6 están formados del copolímero
reabsorbible flexible según las reivindicaciones
1-9.
La elección del uso de un cable de sutura para
el elemento alargado 4 es muy importante para la seguridad del
dispositivo de sellado. Se han realizado pruebas para utilizar el
mismo material, por ejemplo un polímero, en el elemento alargado 4
como en el segundo elemento de sellado 6. Puesto que el polímero
proporciona una superficie muy lisa, es difícil obtener un
acoplamiento friccional de alta potencia entre el elemento alargado
4 y el elemento de sellado 6. El uso de un cable de sutura 12 para
el elemento alargado 4 proporciona un sellado más seguro puesto que
el cable de sutura comprende varias fibras circulantes que
proporcionan al cable una superficie áspera con un sellado
friccional de alta potencia hacia una superficie lisa al interior
de la abertura 14 del segundo elemento de sellado 6.
Por otra parte, el cable de sutura también hace
que el dispositivo de sellado sea más seguro. El cable de sutura
está hecho en una sola pieza y tiene una resistencia a la tensión
muy elevada. Este constituye un cable continuo desde el sello
interno a través del sello externo y hasta un mango de manipulación
de la herramienta de inserción, siendo éste enroscado hacia adentro
a través de la primera abertura 8 y de nuevo hacia fuera a través de
la segunda abertura 10 y manteniendo así seguro el dispositivo de
sellado en conjunto.
Si un primer elemento de sellado y un elemento
alargado son fundidos en una sola pieza, existe a menudo un
problema con el proceso de fundición, produciéndose burbujas de
aire e inclusiones en el elemento fundido y por consiguiente
proporcionando poca resistencia estructural al dispositivo de
sellado.
El reto consiste en hacer el cable de sutura 12
más grueso en la porción de bloqueo distal 16.
En la primera forma de realización de la
presente invención, un núcleo hueco del cable de sutura 12 es
rellenado con un núcleo alargado 18 (figura 5), dentro del área de
la porción de bloqueo distal 16 del elemento alargado 4, pero
también en la región donde debe ser enroscado a través del primer
elemento de sellado 2. (Véase otra vez figura 1). El núcleo alargado
18 está hecho preferiblemente del copolímero reabsorbible según las
reivindicaciones 1-9. Esto proporciona al cable de
sutura 12 un grosor en la porción de bloqueo distal 16.
En una segunda forma de realización de la
presente invención, mostrada en la figura 6, el cable de sutura 12
se ha dejado sin rellenar en el interior del área que se sitúa
desde la entrada de la primera abertura 8 del primer elemento de
sellado 2, a través del primer elemento de sellado 2, hacia afuera
sobre el otro lado y hacia adentro de nuevo a través de la segunda
abertura 10 del primer elemento de sellado 2 hacia la salida de
dicha segunda abertura 10.
En una tercera forma de realización de la
presente invención, mostrada en la figura 7, el grosor de la
primera sutura, de las dos suturas que forman un par de suturas, se
extiende más lejos de la porción de bloqueo distal 16 en la porción
proximal del elemento alargado 4. Esto proporciona al cable de
sutura 12 un aumento más continuo del grosor, lo que simplifica el
enroscamiento del segundo elemento de sellado 6 desde la parte
proximal hasta la porción de bloqueo distal 16.
En una cuarta forma de realización de la
presente invención, en vez de estar rellenada, la sutura 12 posee
un tejido más grueso en el área de la porción de bloqueo
distal.
En una quinta forma de realización de la
presente invención, (figuras 8 y 9) el segundo elemento de sellado
se divide en dos partes, cuya primera parte 41 es una placa y está
provista de una abertura que es aproximadamente la misma o
ligeramente mayor que el grosor de la porción de bloqueo distal 16.
Esta primera parte 41 puede ser enroscada sobre y a lo largo del
elemento alargado 4 (figura 8), encima de la porción de bloqueo
distal hasta entrar en contacto con la parte exterior de la pared
del vaso. La placa de la primera parte 41 es preferiblemente
bastante fina, lo que la vuelve flexible y más fácil de adaptar a
la pared del vaso. La segunda parte 42 está provista de una abertura
que es ligeramente inferior al grosor de la porción de bloqueo
distal 16. Esta segunda parte 42 puede ser enroscada sobre y a lo
largo del elemento alargado 4 (figura 8), sobre la porción de
bloqueo distal hasta entrar en contacto con la primera parte 41. La
segunda parte 42 permite el acoplamiento friccional entre el
interior de la abertura de la segunda parte 42 y la porción distal
16 (figura 9). La segunda parte 42 es preferiblemente más gruesa que
la primera parte 41, lo que proporcionará una superficie amplia en
el interior de su abertura para dicho acoplamiento friccional. En
cambio, el diámetro de la segunda parte 42 es preferiblemente más
pequeño que el de la primera parte 41.
En una sexta forma de realización, la parte
alargada 4 no es un cable de sutura, sino otro material, por
ejemplo un polímero reabsorbible. La porción de bloqueo distal 16 es
revestida por un cable de sutura vacío del tipo de almacenamiento
de modo que un acoplamiento friccional decente pueda ser obtenido
entre dicha porción de bloqueo distal revestida y el interior de la
abertura del segundo elemento de sellado.
Como se ha mencionado anteriormente, los
copolímeros expuestos pueden ser convertidos en un manto, manguito
o cobertura tubular expansible altamente adaptable, que se va a
colocar de forma ajustada en el exterior de un stent metálico
expansible o polimérico de tal forma que bajo una expansión
concéntrica irreversible en el sitio deseado de un conducto
biológico tratado, como un vaso sanguíneo o una uretra, ambos
componentes se expandan simultáneamente y el manto proporcione una
barrera entre la pared interna del conducto y la pared externa del
stent. En otro aspecto de esta invención, los copolímeros expuestos
son usados como una matriz extensible de una cobertura, manguito, o
manto reforzados con fibra para un stent, donde el refuerzo de
fibra está en la forma de construcción de hilo enrollado en espiral
(con y sin rizado) tejido en malla, en punto o trenzado. La figura
10 muestra esquemáticamente un stent metálico enrollado en espiral
de la técnica anterior expansible de forma radial aplicable a la
presente invención.
La figura 11 es una vista longitudinal de un
stent donde el stent metálico 100 está completamente recubierto por
el copolimero expuesto 101 según una forma de realización preferida
de la presente invención.
La figura 12 es una vista en corte transversal
del stent mostrado en la figura 11.
La figura 13 es una vista longitudinal de un
stent donde la superficie exterior es recubierta por el copolímero
expuesto 101 según otra forma de realización preferida de la
presente invención.
El tamaño de un stent dependerá naturalmente del
uso previsto, es decir, de las dimensiones del vaso en el que se
vaya a aplicar. Unas dimensiones típicas del stent coronario pueden
tener un diámetro exterior pre-desplegado de 1,6 mm
y un diámetro exterior expandido de 3,0 mm a 4,5 mm. La longitud es
preferiblemente de 15 mm o 28 mm.
Aunque la presente invención haya sido descrita
en relación con las formas de realización preferidas, debe
entenderse que se pueden realizar modificaciones y variaciones sin
salirse de los principios y objetivo de la invención, como lo
entenderán fácilmente los expertos en la técnica. Por lo que, tales
modificaciones pueden ser puestas en practica dentro del objetivo de
las siguientes reivindicaciones. Además, los solicitantes exponen
aquí todas las subgamas de todas las gamas descritas aquí. Estas
subgamas también son útiles para la realización de la presente
invención.
\vskip1.000000\baselineskip
Esta lista de referencias citada por el
solicitante se destina sólo a ayudar al lector. No forma parte del
documento de patente europea. Aunque se haya prestado particular
atención a la compilación de las referencias, no se pueden excluir
errores u omisiones y la EPO rechaza toda responsabilidad al
respecto.
- \bullet US 5554170 A [0001][0002]
- \bullet US 5133739 A [0001][0002]
- \bullet US 5431679 A [0001][0002]
- \bullet US 4543952 A, S. W. Shalaby [0002]
- \bullet US 5403347 A [0001][0002]
- \bullet US 4470416 A [0002]
- \bullet US 5236444 A [0001][0002]
- \bullet US 5644002 A [0002].
\bullet L. MANDELKERN
Crystallization of Polymers,1964,
105-106 [0002]
\bullet S. W. SHALABY; H. E.
BAIR Thermal Characterization of Polymeric Materials,
1981, 402 [0002]
\bullet S. W. SHALABY Thermal
Characterization of Polymeric Materials, Academic press,
1981, 330 [0010].
Claims (12)
1. Injerto vascular comprendiendo un copolímero
absorbible, cristalino, monocéntrico, poliaxial comprendiendo:
- un átomo central seleccionado del grupo comprendiendo carbono y nitrógeno; y al menos tres ejes creados y extendiéndose hacia afuera desde el átomo central, cada eje comprendiendo:
- un componente amorfo, flexible, adyacente a y originado a partir del átomo central, el componente amorfo comprendiendo unidades de repetición derivadas de al menos un monómero cíclico seleccionado del grupo que incluye esencialmente carbonatos y lactonas; y
- al menos el 30 por ciento, preferiblemente el 65 por ciento, en peso, de un componente rígido, cristalizable que se extiende hacia fuera desde el componente amorfo, flexible, el componente cristalizable estando compuesto principalmente de secuencias derivadas de glicólido o derivadas de \ell-láctido,
donde se utiliza el glicerol,
trimetiloletano, trimetilolpropano o pentaeritritol como iniciador
en la preparación del copolímero cuando el átomo central es
carbono, y donde preferiblemente una o varias sustancias útiles
medico-quirúrgicamente son incorporadas en el
interior del
copolímero.
2. Injerto vascular según la reivindicación 1,
donde una o más sustancias útiles
medico-quirúrgicamente son capaces de minimizar o
impedir la adhesión de plaquetas en la superficie de los injertos
vasculares.
3. Injerto vascular según la reivindicación 1,
donde una o más sustancias útiles
medico-quirúrgicamente son capaces de bloquear
incidentes que pueden provocar una hiperplasia de los injertos
vasculares sintéticos.
4. Injerto vascular según la reivindicación 1,
donde una o más sustancias útiles
medico-quirúrgicamente son capaces de favorecer la
endotelialización de los injertos vasculares sintéticos.
5. Injerto vascular según la reivindicación 1,
donde una o más sustancias útiles
medico-quirúrgicamente son capaces de prevenir la
migración de una célula muscular lisa hacia el lumen de los injertos
vasculares sintéticos.
6. Injerto vascular según cualquiera de las
reivindicaciones 1-5, donde se usa trietanolamina
como iniciador en la preparación del copolímero cuando el átomo
central es nitrógeno.
7. Injerto vascular según cualquiera de las
reivindicaciones 1-6, donde el componente amorfo
comprende unidades de repetición derivadas de
\varepsilon-caprolactona.
8. Injerto vascular según cualquiera de las
reivindicaciones 1-6, donde el componente amorfo
comprende unidades de repetición derivadas de carbonato de
trimetileno.
9. Injerto vascular según la reivindicación 7,
donde el componente amorfo comprende también unidades de repetición
derivadas de carbonato de trimetileno.
10. Injerto vascular según cualquiera de las
reivindicaciones 7-9, donde el componente amorfo
comprende también unidades de repetición derivadas de
glicólido.
11. Injerto vascular según cualquiera de las
reivindicaciones 1-10, donde el componente
cristalizable comprende unidades de repetición derivadas de
glicólido.
12. Injerto vascular según la reivindicación 11,
donde el componente cristalizable comprende también unidades de
repetición derivadas de un segundo comonómero seleccionado del
grupo que consiste en carbonato de trimetileno,
\varepsilon-caprolactona,
\ell-láctido, \rho-dioxanona, y
1,5 dioxepano-2-ona.
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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