ES2295021T3 - Utilizacion y aplicaciones medicas de polimeros de poli(hidroxialcanoatos). - Google Patents
Utilizacion y aplicaciones medicas de polimeros de poli(hidroxialcanoatos). Download PDFInfo
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Abstract
Un implante médico biocompatible para la sujeción, fijación, apoyo, reparación o refuerzo del tejido blando, comprendiendo el implante una composición del homopolímero de poli(4-hidroxibutirato), en el que la composición del homopolímero de poli(4-hidroxibutirato) comprende opcionalmente aditivos que pueden alterar la estabilidad química del polímero, en el que el homopolímero de poli(4-hidroxibutirato) tiene un peso molecular medio ponderal en el intervalo entre 10.000 y 10.000.000 de Daltons, en el que el implante se selecciona entre el grupo que consta de fijadores de suturas; dispositivos de reparación del menisco; remaches; clavijas; tornillos de interferencia; mallas quirúrgicas para implantes de tejido blando para el refuerzo del tejido blando; para tirantes de defectos fasciales; para un parche de traquea o de otro órgano; para recuperación de órganos; para material dural de injerto; para vendaje de heridas o quemaduras, o para un tapón hemostático, cabestrillos; pasadores ortopédicos, barreras de adhesión; stents cardiovasculares, de gastroenterología o uretéricos; dispositivos de reparación articular de cartílagos; guías de nervios; dispositivos de reparación de tendones; dispositivos de reparación de defectos septales atriales; parches cardiovasculares para injertos vasculares de parche; parche intracardíaco o para cierre mediante parches después de la endarterectomía; y parches de reparación para la reparación de defectos de la pared abdominal y la torácica, para hernia inguinal, paracolostomía, defectos ventrales, paraumbilicales, escrotales o femorales, para refuerzo de pliegues musculares; para refuerzo de líneas de engrampado e incisiones largas, para reconstrucción de la pared pélvica, para reparación de prolapso rectal o vaginal, para sostén de suturas y engrampados, para reparación urinaria o de vejiga o para vendajes.
Description
Utilización y aplicaciones médicas de polímeros
de poli(hidroxialcanoatos).
La invención presente se refiere en general a
implantes médicos que contienen biopolímeros de
poli(hidroxialcanoatos) ("PHA"), así como a los usos
médicos y los métodos para su preparación.
En el área médica se ha desarrollado un número
de polímeros degradables que se descomponen in vivo en sus
monómeros respectivos en un plazo de semanas o de unos pocos meses.
A pesar de la disponibilidad de estos polímeros sintéticos
biodegradables, existe una necesidad de desarrollar polímeros
degradables que puedan extender aún más el alcance de las
propiedades disponibles, particularmente las propiedades
mecánicas.
Los poli(hidroxialcanoatos) son
poliésteres naturales termoplásticos y pueden procesarse mediante
técnicas tradicionales de polímeros para su uso en una enorme gama
de aplicaciones, incluyendo el empaque de bienes de consumo, el
forro de los pañales desechables y las bolsas de basura, alimentos y
productos médicos. Los esfuerzos iniciales se enfocaban en las
aplicaciones de moldeado, en particular para el empaque de bienes
de consumo tales como botellas, recipientes de cosméticos, plumas y
soportes de pelotas de golf. Las Patentes de los EE.UU. números
4826493 y 4880592 describen la producción de películas de
poli((R)-3-hidroxibutirato)
("PHB") y
poli((R)-3-hidroxibutirato-co-(R)-3-hidroxivalerato
("PHBV") y su uso como refuerzo de la parte posterior de los
pañales. La Patente de los EE.UU. nº. 5292860 describe la producción
del copolímero
poli(3-hidroxibutirato-co-3-hidroxihexanoato)
y el uso de estos polímeros para fabricar la película del refuerzo
de la parte posterior de pañales y otros elementos desechables. Los
materiales del refuerzo de la parte posterior de los pañales y otros
materiales para la confección de artículos de higiene personal,
biodegradables o reciclables, a partir de copolímeros PHB
diferentes del PHBV se describen en los documentos PCT WO 95/20 614,
WO 95/20 621, WO 95/23 250, WO 95/20 615, WO 95/33 874, WO 96/08
535, y las Patentes de los EE.UU. Nos. 5 502 116, 5 536 564 y 5 489
470.
Una de las propiedades más útiles de los PHAs
que los distingue rápidamente de los polímeros derivados de la
petroquímica es su biodegradabilidad Producidos naturalmente a
través de las bacterias del suelo, los PHAs se degradan mediante
exposición subsiguiente a estas mismas bacterias en suelos, abonos o
sedimentos marinos. La biodegradación de los PHAs depende de un
número de factores, tales como la actividad microbiana del ambiente
y el área superficial del elemento. También son factores importantes
la temperatura, el pH, el peso molecular y la cristalinidad. La
biodegradación comienza cuando los microorganismos comienzan a
crecer sobre la superficie de las enzimas de excreción y plásticas
que descomponen el polímero en unidades monoméricas de
hidroxiácidos, que son entonces asimiladas por los microorganismos y
utilizadas como fuentes de carbono para su crecimiento. En
ambientes aeróbicos los polímeros se degradan a dióxido de carbono y
agua, mientras que en ambientes anaeróbicos los productos de
degradación son dióxido de carbono y metano (Williams & Peoples,
CHEMTECH, 26:38-44 (1996)). Mientras que se
considera ampliamente que el mecanismo para la degradación de PHAs
en el ambiente es la vía del ataque enzimático y puede ser
relativamente rápido, el mecanismo de degradación in vivo en
general se entiende que involucra el ataque hidrolítico simple sobre
los enlaces ésteres de los polímeros, en los que pueden o no mediar
las proteínas. A diferencia de los polímeros que contienen
2-hidroxiácidos tales como el ácido poliglicólico y
el ácido poliláctico, los poli(hidroxialcanoatos) normalmente
están compuestos por 3-hidroxiácidos y, en ciertos
casos 4-, 5-, y 6-hidroxiácidos. Los enlaces ésteres
derivados de estos hidroxiácidos son menos susceptibles en general
a la hidrólisis que los enlaces ésteres derivados de los
2-hidroxiácidos.
Los investigadores han desarrollado procesos
para la producción de una gran variedad de PHAs y se han incorporado
a polímeros alrededor de 100 monómeros diferentes en condiciones de
fermentación controlada (Steinbüchel & Valentin, FEMS
Microbiol. Lett., 128:219-28 (1995)). Actualmente
hay sólo dos composiciones de PHA disponibles comercialmente: PHB y
PHBV. Debido a la gran diversidad de sus composiciones, pueden
producirse PHAs con una gama de propiedades físicas (Steinbüchel
& Valentin, FEMS Microbiol. Lett., 128:219-28
(1995)). Los PHAs disponibles comercialmente, PHB y PHBV,
representan sólo un pequeño componente de los conjuntos de
propiedades disponibles en los PHAs. Por ejemplo, la elongación a
ruptura de los PHBs se encuentra entre 4 y 42%, mientras que la
misma propiedad en el caso del
poli(4-hidroxibutirato) ("P4HB") es de
alrededor del 1000% (Saito & Doi, Int. J. Biol. Macromol. 16:
99-104 (1994)). De forma similar, los valores del
módulo de Young y la fuerza de tracción para los PHB y PHBV son de
3,5 a 0,5 GPa y de 40 a 16 MPa respectivamente (para incrementar el
contenido HV a 25% mol.), en comparación con 149 MPa y 104 Mpa
respectivamente para P4HB (Saito & Doi, Int. J. Biol. Macromol.
16: 99-104 (1994)).
Los PHB y PHBV han sido estudiados extensamente
para su uso en aplicaciones biomédicas, en adición a su uso
comercial como un reemplazo biodegradable de resinas de productos
sintéticos. Estos estudios abarcan desde usos potenciales en
liberación sostenida (véanse e.g., Koosha, et al., Crit. Rev.
Ther. Drug Carrier Syst. 6:117-30 (1989) and Pouton
& Akhtar, Adv. Drug Delivery Rev., 18:133-62
(1996)), al uso en la formulación de pastillas, suturas
quirúrgicas, vendajes, polvos lubricantes, vasos sanguíneos,
bastidores de apoyo de tejido, implantes quirúrgicos para unir
partes tubulares del cuerpo, placas de fijación de fracturas óseas
y otros usos ortopédicos, tal como se describen en el documento PCT
WO 98/51 812. Los vendajes hechos de PHB se presentan en el
documento G.B. 216 354 de Webb, et al. El uso de PHB y PHBV
para la preparación de una lámina porosa, flexible bioreabsorbible
para la separación de tejidos y la estimulación de su regeneración
en tejido blando dañado, constituye un avance del desarrollo médico
descrito en el documento EP 754 467 A1 de Bowald et. A., y en el
documento EP 349 505 AD. También hay informes que describen el uso
de PHBV para apoyar el crecimiento celular ((Rivard, et al.,
J Appl. Biomat., 6:65-68 (1995)).
Además de la biocompatibilidad, también a menudo
se desea que el dispositivo médico implantado se degrade luego que
ha sido cumplida su función primaria. El PHB y PHBV son los únicos
PHAs probados como implantes médicos hasta la fecha que han
mostrado períodos de degradación in vivo muy prolongados, de
más de un año para el PHB (Duvernoy, et al. Thorac.
Cardiovasc. Surgeon 43:271-74 (1995); Malm, et
al., J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 104:600-07
(1992). Para muchas aplicaciones, no es deseable este tiempo de
degradación tan largo ya que la persistencia del polímero en el
lugar de curación de la herida puede llevar a una respuesta
inflamatoria crónica en el paciente. Se ha visto que los parches de
PHB de degradación lenta utilizados para regenerar tejido arterial
desarrollan una respuesta macrófaga a largo plazo (de más de dos
años) (Malm, et al.,. Eur. Surg. Res.
26:298-308 (1994). Se identificaron los macrófagos
como involucrados en la degradación de los implantes de PHB y esta
respuesta macrófaga a largo plazo parece indicar la presencia de un
material de partículas persistente, de lenta degradación, que se
origina a partir del implante. Aunque un parche de PHB utilizado
para la reparación del pericardio no pudo ser detectado bajo
microscopía ligera regular luego de 12 meses de implantación, se
observó un pequeño material residual de partículas mediante
microscopía de luz polarizada (Malm, et al., Scand. J. Thor.
Cardiovasc. Surg. 26:9-14 (1992)). No queda claro si
este material de partículas se queda colocado en el sitio del
implante o si éste emigra a través del cuerpo, causando posiblemente
complicaciones imprevistas. La suerte biológica, o el impacto
médico de este material de partículas, no pueden predecirse sin un
estudio a largo plazo. Para minimizar los problemas potenciales
asociados a los PHAs de degradación lenta, resulta ventajoso
utilizar materiales reabsorbibles con capacidad de degradación in
vivo más
rápida.
rápida.
Hay un solo reporte que describe la
biocompatiblidad o la degradación in vivo de cualquier otro
polímero de PHA en aplicaciones biomédicas (PCT WO 98/51 812). La
Patente de los EE.UU. nº 5 334 698, otorgada a Witholt et.
al., expone artículos médicos fabricados con un poliéster activo
desde el punto de vista óptico aislado a partir de células
Pseudomonas oleovorans; sin embargo, no se muestran ejemplos
o discusión alguna sobre pruebas realizadas a la fabricación o
biocompatibilidad, y no se brindan métodos para obtener el polímero
en una forma pura apropiada para su uso médico in vivo. Como
la bacteria apropiada para la producción de estos polímeros puede
producir también una endotoxina, así como otros mediadores
inflamatorios, es importante que el polímero sea procesado para
eliminar estos contaminantes.
Para muchas aplicaciones, la velocidad de
biodegradación del PHA es adecuada a la vida requerida del producto.
Sin embargo, en ciertos casos sería deseable que pudiera ejercerse
más control sobre la velocidad a la cual los polímeros se
desintegran en el ambiente. Tal control extendería la gama de
aplicaciones de esta clase de polímeros. Por ejemplo, una película
de PHA puede tener propiedades mecánicas apropiadas para su uso como
una película de abono, sin embargo no tener la velocidad de
degradación óptima para la aplicación. La posibilidad de controlar
la velocidad de degradación del polímero en el ambiente sería por
tanto una ventaja distintiva.
La Patente de los EE.UU. nº 5 935 506 presenta
una endoprótesis de PHB. La construcción de la endoprótesis que se
reporta se bioreabsorbe rápidamente, contiene una gran cantidad de
plastificador. Sin embargo, el enfoque de PHB plastificado no
funciona, ya que se mostró una estenosis de la endoprótesis mayor
del 90% después de cuatro semanas (véanse Behrend, American J.
Cardiol. p. 45, TCT Abstracts (Oct. 1998); Unverdorben, et
al., American J. Cardiol. p. 46, TCT Abstracts (Oct. 1998)).
Sería ventajoso aportar una endoprótesis bioreabsorbible con
propiedades mecánicas mejoradas sin plastificador.
Por tanto, mientras los
poli(hidroxialcanoatos) ofrecen un amplia gama de propiedades
mecánicas que son potencialmente útiles en aplicaciones médicas, su
uso particularmente in vivo como polímeros reabsorbibles se
ha limitado debido a su hidrólisis lenta. Sería por tanto deseable
el desarrollo de métodos para controlar la velocidad de degradación
de los poli(hidroxialcanoatos).
El documento PCT WO98/51 812 expone métodos para
fabricar una gama amplia de materiales biodegradables,
biocompatibles de poliéster conocidos como
poli(hidroxialcanoatos). Estos materiales se pueden producir
con una alta pureza y son apropiados para su uso en aplicaciones
médicas in vivo.
Es, por tanto, un objeto de esta invención
brindar nuevos inventos y usos para composiciones compuestas por o
derivadas de poli(hidroxialcanoatos) que se degraden con
mayor rapidez en el ambiente y/o in vivo.
Otro objeto de esta invención radica en aportar
métodos para la fabricación de artículos y medios a partir de estas
composiciones.
Según la presente invención se brinda un
implante médico, biocompatible, para la fijación, afianzamiento,
apoyo, reparación o refuerzo del tejido blando, conteniendo el
implante una composición del homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato);
en el que la composición del homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) contiene aditivos que
alteran la estabilidad química del polímero,
en el que el homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) tiene un peso
molecular medio en el intervalo de 10 000 a 10 000 000 Daltons,
en el que el implante se selecciona entre el
grupo que consta de fijadores de sutura; dispositivos de reparación
de menisco; remaches, clavijas, tornillos de interferencia, mallas
quirúrgicas para implantes de tejido blando para el refuerzo de
tejido blando, para tirantes de defectos fasciales, para un parche
de traquea u otro órgano, para recuperación de órganos, para
material dural de injerto, para vendajes de heridas o quemaduras o
para un tapón hemostático, cabestrillos, pasadores ortopédicos,
barreras adhesivas, endoprótesis cardiovasculares, de
gastroenterología o de uretra; dispositivos de reparación articular
de cartílago; guías de nervios, dispositivos de reparación de
tendones, dispositivos de reparación septal atrial, parches
cardiovasculares para injertos vasculares, parcheo intracardiaco o
cierre mediante parches después de endarterectomía; y parches de
reparación para la reparación de defectos de paredes abdominales y
torácicas, para hernias inguinales, ventrales, paraumbilicales, de
escrotos o hernias femorales y de paracolostomías, para refuerzo de
pliegues musculares, para refuerzo de incisiones largas y
engrapados, para la reconstrucción de la pared pélvica, para la
reparación de prolapso vaginal o rectal, para sostén de suturas y
engrampados, para reparación urinaria o de vejiga o para
vendajes.
Se brinda también un método para fabricar un
implante médico biocompatible para la fijación, soporte,
afianzamiento, reparación o refuerzo de tejido blando, conteniendo
el implante una composición de homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato),
en el que la composición del homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) contiene
opcionalmente aditivos que alteran la estabilidad química del
polímero,
en el que el homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) tiene un peso
molecular medio en el intervalo de 100.00 a 10.000.000 Daltons, y
comprende
el aporte de una composición de homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato).
Las velocidades de degradación de los polímeros
pueden manipularse mediante la adición de varios componentes a las
composiciones poliméricas, así como la selección de la composición
química, el peso molecular, las condiciones de procesamiento y la
forma del producto polimérico final. La composición química puede
alterarse a través de la selección de monómeros que puedan
incorporarse al polímero, mediante alteración de sus enlaces, de la
cadena principal química o de los grupos pendientes y/o mediante la
manipulación del peso molecular. La composición de
poli(hidroxialcanoato) en el implante de la invención
presente puede contener aditivos para alterar la velocidad de
degradación. Puede incrementarse la porosidad, las sustancias
hidrófilas incluidas y/o el área de exposición al agua, todo lo
cual
en el que la composición del homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) contiene aditivos que
alteran la estabilidad química del polímero,
en el que el homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) tiene un peso
molecular medio en el intervalo de 10.000 a 10.000.000 Daltons,
formando o incorporando la composición del
homopolímero de poli(4-hidroxibutirato) en un
implante seleccionado entre el grupo que consta de fijadores de
sutura; dispositivos de reparación de menisco; remaches, clavijas,
tornillos de interferencia, mallas quirúrgicas para implantes de
tejido blando para el refuerzo de tejido blando, para tirantes de
defectos fasciales, para un parche de traquea u otro órgano, para
recuperación de órganos, para material dural de injerto, para
vendajes de heridas o quemaduras o para un tapón hemostático,
cabestrillos, pasadores ortopédicos, barreras adhesivas, stents
cardiovasculares, de gastroenterología o de uretra; dispositivos de
reparación articular de cartílago; guías de nervios, dispositivos de
reparación de tendones, dispositivos de reparación septal atrial,
parches cardiovasculares para injertos vasculares, parcheo
intracardiaco o cierre mediante parches después de endarterectomía;
y parches de reparación para la reparación de defectos de paredes
abdominales y torácicas, para hernias inguinales, ventrales,
paraumbilicales, de escrotos o hernias femorales y de
paracolostomías, para refuerzo de pliegues musculares, para refuerzo
de incisiones largas y engrapados, para la reconstrucción de la
pared pélvica, para la reparación de prolapso vaginal o rectal,
para sostén de suturas y engrampados, para reparación urinaria o de
vejiga o para vendajes. > aumentarán la velocidad de
degradación. Los recubrimientos hidrófobos o la incorporación a, o
mezcla con, sustancias hidrófobas con el polímero disminuirán la
velocidad de degradación.
Los implantes preferidos incluyen fijadores de
suturas, dispositivos de reparación de meniscos, remaches,
clavijas, tornillos de interferencia, malla quirúrgica para los usos
antes descritos, parches de reparación para los usos antes
descritos, cabestrillos, parches cardiovasculares para los usos
antes descritos, pasadores ortopédicos (incluyendo material para el
aumento de relleno óseo), barreras de adhesión, los stents antes
descritos, dispositivos de reparación articular de cartílagos, guías
de nervios, dispositivos de reparación de tendones y dispositivos
de reparación de defectos septales atriales. Las composiciones de
poli(hidroxialcanoatos) pueden utilizarse tanto en
aplicaciones médicas existentes como en nuevas, incluyendo la
administración de medicamentos y la liberación sostenida de
medicamentos y otros materiales bioactivos. Las composiciones de
poli(hidroxialcanoatos) pueden también utilizarse para hacer
o conformar recubrimientos de una gran diversidad de dispositivos
tales como, stents, catéteres y sensores. Sus ventajas en
aplicaciones existentes o nuevas radican en el uso de un material
sustituto biodegradable en la aplicación, o adición de cualquier
otra característica o atributo deseado asociado con la aplicación o
uso, tal como una propiedad mecánica o de superficie, propiedad
física o química, técnica de esterilización, biocompatibilidad,
mecanismo de degradación, preferencia de empaque y/o un tema de
estabilidad.
Como demuestran los ejemplos, las composiciones
de poli(hidroxialcanoatos) que contienen poli((4HB) tienen
propiedades mecánicas extremadamente favorables, así como el hecho
de que son biocompatibles y se degradan dentro de marcos de tiempo
apropiados bajo condiciones fisiológicas. Estos materiales de
poli(hidroxialcanoatos) brindan un intervalo más amplio de
velocidades de degradación de poli(hidroxialcanoatos) en
comparación con los que actualmente están disponibles.
También se describen los métodos para el
procesamiento de estos materiales para convertirlos en dispositivos
que puedan ser implantados o inyectados.
\vskip1.000000\baselineskip
La Figura 1 es un esquema de biopolímeros de PHA
divididos grosso modo en grupos de acuerdo a la longitud de
sus grupos pendientes y de sus rutas biosintéticas respectivas.
La Figura 2a es un esquema de las rutas mediante
las cuales se derivan los grupos pendientes cortos de PHAs. La
Figura 2b es un esquema de las rutas mediante las cuales se derivan
los grupos pendientes largos de PHAs.
La Figura 3 es un gráfico de la degradación
in vivo del P4HB en el tiempo (semanas).
\vskip1.000000\baselineskip
Se han desarrollado implantes médicos que
contienen una composición biocompatible de
poli(hidroxialcanoatos) tal como se define en la
Reivindicación 1 que se anexa
Un "polímero bioerosionable" es un polímero
no soluble en agua que se convierte bajo condiciones fisiológicas
en material soluble en agua sin tener en cuenta el mecanismo
específico involucrado en el proceso de erosión. La
"bioerosión" incluye tantos procesos físicos (tales como la
disolución) como procesos químicos (tales como escisión de la
cadena principal). El prefijo "bio" indica que la erosión
ocurre bajo condiciones fisiológicas en oposición a otros procesos
de erosión, causados, por ejemplo, por altas temperaturas, ácidos
fuertes o bases, luz ultravioleta o condiciones atmosféricas. Los
términos "bioreabsorción" y "bioabsorción" se utilizan
indistintamente y a menudo implican que el polímero o sus productos
de degradación son eliminados mediante actividad celular (e.g.
fagocitosis) en un ambiente biológico.
Tal como se utiliza en la presente solicitud en
referencia a los polímeros, el término "degradar" se refiere a
escisión en la cadena del polímero, de tal manera que el peso
molecular se mantenga aproximadamente constante al nivel de
oligómero, manteniendo las partículas del polímero después de la
degradación. El término "degradación completa" se refiere a
la escisión del polímero a nivel molecular de manera que haya
esencialmente pérdida total de masa. El término "degradación"
tal como se utiliza en la presente solicitud incluye "degradación
completa" a menos que se indique lo contrario.
Biocompatible se refiere a materiales que no
generan una respuesta tóxica o inmunológica severa luego de su
implantación o ingestión.
Los materiales de los PHAs contienen una o más
unidades, por ejemplo entre 10 y 100.000 y preferiblemente entre
100 y 30.000 unidades de la siguiente fórmula I:
- \quad
- -OCR^{1}R^{2}(CR^{3}R^{4})_{n}CO-;
en la que n es un entero, por
ejemplo entre 1 y 15, y en una realización preferida, entre 1 y 4; y
en la que R^{1}, R^{2}, R^{3}, y R^{4} pueden ser
independientemente radicales de hidrocarburos que incluyen
radicales de hidrocarburos de cadena larga; radicales halo e hidroxi
sustituidos; radicales hidroxi; radicales halógenos; radicales
sustituidos con nitrógeno; radicales sustituidos con oxígeno y/o
átomos de
hidrógeno.
La formula -(CR^{3}R^{4})n- incluye
las fórmulas siguientes:
- -CR^{3}R^{4}-
- (donde n=1);
- -CR^{3}R^{4}CR^{3'}R^{4'}-
- (donde n=2); y
-CR^{3}R^{4}CR^{3'}R^{4'}CR^{3''}R^{4''}-
\hskip1.5cm(donde n=3);
en la que R^{3}, R^{4}, R3',
R4', R3'' y R^{4''} pueden ser independientemente radicales de
hidrocarburos incluyendo radicales de hidrocarburos de cadena
larga; radicales halo e hidroxi sustituidos; radicales hidroxi;
radicales halógeno; radicales sustituidos con nitrógeno; radicales
sustituidos con oxígeno; y/o átomos de hidrógeno. Por tanto la
fórmula I incluye unidades derivadas de
3-hidroxiácidos (n=1),
4-hidroxiácidos (n=2) y
5-hidroxiácidos
(n=3).
Estas unidades pueden ser las mismas en un
homopolímero o ser unidades más diferentes, como por ejemplo en un
copolímero o terpolímero. Los polímeros típicamente tienen un peso
molecular sobre 300, por ejemplo entre 300 y 10^{7}, o, como los
homopolímeros de poli(4-hidroxibutiratos)
empleados en la presente invención, de 10.000 a 10.000.000
Daltons.
Los materiales de los PHAs pueden contener o ser
modificados para incluir otras moléculas, tales como compuestos
bioactivos y detectables, agentes superficiales activos, otros
polímeros degradables o no degradables, así como materiales
utilizados para modificar las propiedades mecánicas de los PHAs
tales como plastificadores, rellenos, agentes nucleadores,
colorantes, estabilizadores, modificadores y aglutinantes.
PHAs representativos se describen en Steinbüchel
& Valentin, FEMS Microbiol. Lett., 128:219-28
(1995).
Los PHB y P4HB poseen propiedades físicas muy
diferentes. Se conocen o pueden prepararse una gama de copolímeros
PHA que contienen 4-hidroxibutirato con una gama de
propiedades intermedias entre las de los PHB y las de los P4HB
(Saito & Doi, Int. J. Biol. Macromol. 16:99-104
(1994)). Sin embargo, no se han reportado aplicaciones biomédicas,
pruebas de biocompatibilidad ni degradación in vivo del P4HB
y sus copolímeros. Los copolímeros PHA de 4HB y 3HB que varían en
composición del 0 al 100% 4HB se han producido en Alcalaigenes
eutrophus (Nakamura, et al. Macromol.
25:4237-31 (1992)) y de 64 a 100% 4HB en
Comamonas acidovorans (Saito & Doi, Int. J. Biol.
Macromol. 16:99-104 (1994)). Sin embargo, estos
polímeros eran de una masa molecular modesta (1 x 10^{5} a 5 x
10^{5} g/mol, por GPC) en comparación con la masa molecular
producida en E. coli recombinante (mayor de 5 x 10^{5}
g/mol, GPC).
Los biopolímeros de PHAs pueden dividirse
grosso modo en tres grupos según la longitud de sus grupos
pendientes y sus rutas biosintéticas respectivas (Figura 1).
Aquellos con grupos pendientes cortos, tales como un
poli(hidroxibutirato) (PHB), unidades de un homopolímero de
R-3-ácido hidroxibutírico (R-3HB), son materiales
termoplásticos altamente cristalinos, y se conocen como los más
largos (Lemoigne & Roukhelman, Annales des fermentations,
5:527-36 (1925)). Un segundo grupo de PHAs que
contiene las unidades cortas R-3HB, polimerizadas
aleatoriamente con unidades de grupos pendientes mucho más largos
de ácidos hidroxi, se reportó primeramente a principios de los años
setenta (Wallen & Rohwedder, Environ. Sci. Technol.,
8:576-79 (1974)). También se conoce un número de
microorganismos que producen específicamente copolímeros de
R-3HB con estas unidades de grupos pendientes más
largos de ácidos hidroxi y que pertenecen a este segundo grupo
(Steinbüchel & Wiese, Appl. Microbiol. Biotechnol.,
37:691-97 (1992)). A principios de los años ochenta,
un grupo de investigación en los Países Bajos identificó un tercer
grupo de PHAs que contenía ácidos hidroxi de grupos pendientes
predominantemente más largos (De Smet, et. al., J.
Bacteriol., 154:870-78 (1983)).
Los polímeros a base de PHAs pueden constituir
hasta un 90% del peso en seco de las células de las bacterias y se
encuentran como gránulos dentro de las células de las bacterias.
Estos gránulos de PHA se acumulan en respuesta a la limitación de
nutrientes y sirven como materiales de reserva de carbono y energía.
Se utilizan rutas distintivas por parte de los microorganismos para
producir cada tipo de estos polímeros. Una de estas rutas que
llevan a los poli(hidroxialcanoatos) de grupos pendientes
cortos (SPGPHAs) involucra a tres enzimas, a saber, la tiolasa, la
reductasa y la sintasa PHB (también denominada polimerasa).
Utilizando esta ruta, se sintetiza el homopolímero de PHB por
condensación de dos moléculas de la acetil-Coenzima
A para dar acetoacetil-Coenzima A, seguida de
reducción de este intermediario a
R-3-hidrobutirilo-Coenzima A
y subsiguiente polimerización (Figura 2a). La última enzima en esta
ruta, la sintasa, tiene una especificidad de sustrato que puede
acomodar unidades monoméricas C3-C5 incluyendo
unidades del ácido R-4-hidroxi y ácido
R-5-hidroxi. La ruta biosintética se
encuentra, por ejemplo, en las bacterias Zoogloea ramigera y
Alcaligenes eutrophus. La ruta biosintética que se utiliza
para alcanzar el tercer grupo de PHAs, los
poli(hidroxialcanoatos) de grupos pendientes largos
(LPGPHAs) todavía es parcialmente desconocida, no obstante,
actualmente se piensa que las unidades monoméricas hidroxiacilo que
llevan a los LPGPHAs se derivan mediante la oxidación \beta de
ácidos grasos y la ruta del ácido graso (Figura 2b). Los sustratos
de la
R-3-hidroxiacilo-Coenzima
resultante de estas rutas se polimerizan entonces mediante sintasas
de PHA (también denominadas polimerasas) que tienen especificidades
al sustrato que favorecen las unidades monoméricas más largas en el
intervalo C6-C14. Los PHAs de grupos pendientes
largos se producen, por ejemplo, por
Pseudomonads.
Pseudomonads.
Presumiblemente, el segundo grupo de PHAs que
contienen tanto unidades cortas R-3HB como monómeros
de grupos pendientes largos, utilizan ambas rutas mostradas en las
Figuras 2a y 2b para aportar los monómeros de ácido hidroxi. Los
últimos se polimerizan entonces mediante sintasas de PHAs capaces de
aceptar estas unidades.
En general, se han incorporado alrededor de 100
tipos diferentes de ácidos hidroxi a los PHAs mediante métodos de
fermentación (Steinbüchel & Valentin, FEMS Microbiol., Lett.,
128:219-28 (1995)). Notablemente, estos incluyen
PHAs que contienen grupos pendientes funcionalizados tales como
grupos ésteres, enlaces dobles, alcoxi, aromáticos, halógenos e
hidroxi.
Un poli(hidroxialcanoato) preferido para
aplicaciones médicas es el
poli(4-hidroxibutirato) (P4HB). El P4HB es
biocompatible, reabsorbible, procesable, fuerte y dúctil. El
mantenimiento de la resistencia a la ruptura es otro parámetro muy
importante en el caso de materiales de suturas y presillas,
especialmente los reabsorbibles. Como los materiales reabsorbibles
se degradan in vivo, sus propiedades físicas y mecánicas
cambian como resultado de esta degradación. Por ejemplo, una sutura
reabsorbible perderá gran parte de su resistencia a la ruptura, y
como tal su capacidad de fijación del tejido con mayor rapidez en
comparación con el tiempo que demora su reabsorción completa. Las
suturas de ácido poliglicólico (PGA) por ejemplo, pierden la mayor
parte de su resistencia in vivo en un período de tres semanas
(Vet. Surg. 21; 192:355-61) pero no se reabsorben
completamente antes de las seis semanas. Esta pérdida de su
resistencia mecánica es el resultado de la disminución de la masa
molecular del polímero. Es importante resaltar que un número de
parámetros afectarán las velocidades de reabsorción y la
resistencia a la ruptura in vivo, tales como el tipo de
tejido, las tensiones mecánicas y la presencia de infección.
Los ejemplos demuestran que la velocidad de
degradación del P4HB in vivo es rápida en relación con otros
PHAs sin embargo, su velocidad de reabsorción es más lenta que la de
muchos de los materiales utilizados como suturas reabsorbibles.
Adicionalmente, tal como se muestra en la Tabla 7, los implantes de
P4HB mantienen su masa molecular durante el proceso de reabsorción.
Este mantenimiento de la masa molecular se considera beneficioso
para el mantenimiento de las propiedades mecánicas y por ende para
la resistencia a la ruptura de los PHAs utilizados como materiales
para el cierre de heridas. Debido a sus excelentes propiedades
mecánicas, mantenimiento de una alta masa molecular, su capacidad
de procesamiento, su biocompatibilidad y capacidad de reabsorción,
los P4HB y P4HB-co-HA son útiles en
una diversidad de dispositivos médicos, incluyendo por ejemplo,
materiales reabsorbibles para el cierre de heridas tales como
materiales de sutura y engrampado.
Los materiales de los PHAs que pueden
modificarse para alterar sus velocidades de degradación pueden
derivarse de una fuente biológica, una fuente enzimática o una
fuente química. La fuente biológica puede ser un microorganismo o
un organismo superior tal como una planta y puede derivarse mediante
ingeniería genética.
A mediados de los años 1980 algunos grupos de
investigación estuvieron muy activos en la identificación y
aislamiento de los genes y los productos genéticos responsables de
la síntesis del PHA. Estos esfuerzos llevaron al desarrollo de
sistemas transgénicos para la producción de PHAs tanto en
microorganismos como en plantas, así como métodos enzimáticos para
la síntesis del PHA. Tales rutas pueden incrementar aún más los
tipos disponibles de PHAs. Estos avances han sido reseñados en
Williams & Peoples, CHEMTECH, 26:38-44 (1996)
and Williams & Peoples, Chem. Br. 33:29-32
(1997).
Los métodos que pueden utilizarse para la
producción de polímeros de PHA apropiados para su modificación
subsiguiente con el objeto de alterar sus velocidades de
degradación se describen por ejemplo, en la Patente de los EE.UU.
No. 4910145 otorgada a Holmes, et al.; Byrom,
"Miscellaneous Biomaterials" en Biomaterials (Byrom, Ed.),
pp.333-59 (MacMillan Publishers, London 1991);
Hocking & Marchessault, "Biopolyesters" en Chemistry and
Technology of Biodegradable Polymers (Griffin, Ed.),
pp.48-96 (Chapman and Hall, London 1994); Holmes,
"Biologically Produced
(R)-3-hydroxyalkanoate Polymers and
Copolymers", en Developments in Crystalline Polymers (Bassett
Ed.), vol. 2, pp.1-65 (Elsevier, London 1988);
Lafferty et al.; "Microbial Production of
Poly-b-hydroxybutyric acid" en
Biotechnology (Rehm & Reed, Eds.) vol. 66, pp.
135-76 (Verlagsgesellschaft, Weinheim 1988); Müller
& Seebach, Angew. Chem. Int. Ed. Engl.
32:477-502 (1993); Steinbüchel,
"Polyhydroxyalkanoic Acids" en Biomaterials (Byrom, Ed.), pp.
123-213 (MacMillan Publishers, London 1991);
Williams & Peoples, CHEMTECH, 26: 38-44, (1996);
Steinbüchel & Wiese, Appl. Microbiol. Biotechnol.,
37:691-697 (1992); las Patentes de los EE.UU. Nos. 5
245 023; 5 250 430; 5 480 794; 5 512 669; y 5 534 432; Agostini,
et al., Polym. Sci., Part A-1,
9:2775-87 (1971); Gross, et al.,
Macromolecules, 21:2657-68 (1988); Dubois, et
al., Macromolecules, 26:4407-12 (1993); Le
Borgne & Spassky, Polymer, 30:2312-19 (1989);
Tanahashi & Doi, Macromolecules, 24:5732-33
(1991); Hori, et al., Macromolecules,
26:4388-90 (1993); Kemnitzer, et al.,
Macromolecules, 26:1221-29 (1993); Hori, et
al., Macromolecules, 26:5533-34 (1993);
Hocking, et al., Polym. Bull., 30:163-70
(1993); Xie, et al., Macromolecules,
30:6997-98 (1997); la Patente de los EE.UU. No. 5
563 239 otorgada a Hubbs; las Patentes de los EE.UU. Nos. 5 489 470
y 5 520 116 otorgadas a Noda, et al. Los PHAs derivados de
estos métodos pueden estar en cualquier forma, incluyendo una forma
sólida o de látex.
La identificación, clonación y expresión de los
genes involucrados en la biosíntesis de los PHAs a partir de
numerosos microorganismos dentro de organismos recombinantes permite
la producción de PHAs dentro de organismos que no son productores
originales de PHA. Un ejemplo preferido es la E. coli, que es
un anfitrión bien reconocido para la producción de biofarmacéuticos
y PHAs para aplicaciones médicas. Tales organismos recombinantes
les aportan a los investigadores un mayor grado de control del
proceso de producción del PHA porque están libres de las
actividades enzimáticas de fondo para la biosíntesis de precursores
de PHA indeseables o de la degradación del PHA. Adicionalmente, la
selección adecuada de un organismo recombinante puede facilitar la
producción de, o permitir la biocompatibilidad aumentada del PHA
producido.
Los requerimientos mínimos para la síntesis del
PHA en un organismo recombinante son una fuente de
hidroxialcanoilo-CoA y y una sintasa de PHA
apropiada (Gerngross & Martin, Proc. Natl. Acad. Sci.
92:6279-83(1995)). Los productores
recombinantes de PHA requieren por tanto una ruta biosintética para
un monómero hidroxialcanoilo-CoA y una sintasa de
PHA apropiada. La producción de un homopolímero requiere que el
organismo produzca únicamente un sustrato apropiado para la sintasa
de PHA, ya que la producción de sustratos múltiples resulta en la
formación de una copolímero de PHA. Los organismos recombinantes
que contienen un transgen que codifica a una sintasa de PHA son
suficientes para la producción de P4HB.
En ausencia de las rutas de degradación del PHA,
la masa molecular del PHA acumulada en los organismos recombinantes
puede ser muy elevada. Se ha reportado que el PHB producido en la
E. coli recombinante tiene una masa molecular de 4 x
10^{6} g/mol (Sim, et al., Nature Biotech.
15:63-67 (1997)). La masa molecular es importante
para el control de las propiedades físicas de un PHA dado, porque
la masa molecular incrementada de los PHAs producidos en organismos
recombinantes puede llevar a propiedades materiales mejoradas, tales
como una resistencia a la tracción incrementada y alargamiento a
ruptura (Kusaka, et al., J.M.S. Pure Appl. Chem. A35:
319-35 (1998)).
La biosíntesis del
P3HB-co-4HB que contiene un nivel
bajo de 4HB (1,5%) ha sido descrita en E. coli recombinante
(Valentin, et al., J. Biotech 58:33-38
(1997)). Es notable que las masas moleculares de estos PHAs eran muy
elevadas (mayores de 1 x 10^{6} g/mol). Adicionalmente, ha sido
descrita la biosíntesis del
P3HB-co-4HB y del homopolímero de
P4HB en la E. coli recombinante (Hein, et al., FEMS
Microbiol. Lett., 153:411-18 (1997)).
En adición al uso de rutas biológicas para la
síntesis del PHA, los polímeros de PHA pueden derivarse también
mediante síntesis química. Un enfoque ampliamente utilizado
involucra la polimerización en abertura de anillo de los monómeros
de lactona-\beta utilizando varios catalizadores o
iniciadores tales como aluminoxanos,
di-estaño-oxanos o
zinc-alcoxi y compuestos
alcoxi-aluminio (véanse Agostini, et al.,
Polym. Sci., Part A-1, 9:2775-87
(1971); Gross, et al., Macromolecules,
21:2657-68 (1988); Dubois, et al.,
Macromolecules, 26:4407-12 (1993); Le Borgne &
Spassky, Polymer, 30:2312-19 (1989); Tanahashi &
Doi, Macromolecules, 24:5732-33 (1991); Hori, et
al., Macromolecules, 26:4388-90 (1993);
Kemnitzer, et al., Macromolecules, 26:
1221-29 (1993); Hori, et al.,
Macromolecules, 26:5533-34 (1993); Hocking &
Marchessault, Polym. Bull. 30:163-70 (1993). Un
segundo enfoque involucra la polimerización por condensación de
ésteres y se describe en la Patente de los EE.UU. No 5 563 239
otorgada a Hubbs, et al. Los investigadores han desarrollado
también métodos quimio-enzimáticos para preparar
los PHAs. Por ejemplo, Xie et al., Macromolecules,
30:6997-98 (1997) expone una polimerización por
abertura del anillo de beta-butirolactona mediante
lipasas termofílicas para producir PHB.
La producción biológica de P4HB o
P4HB-co-HA tiene ciertas ventajas
sobre los métodos químicos sintéticos tradicionales. La síntesis
química de P4HB de masa molecular elevada (mayor de 1 x 10^{5}
g/mol) es difícil debido a la tendencia del ácido libre a formar la
lactona para formar el anillo de cinco miembros relativamente no
restringido y cinéticamente favorecido. Por tanto, la
policondensación del ácido 4-hidroxibutírico es
difícil de lograr, a la vez que el material que resulta de las
reacciones de polimerización de alta presión de abertura del anillo
de \gamma-butirolactona es de muy baja masa
molecular (Korte & Gelt, Polymer Lett., 4:685 (1966)) y tendría
propiedades mecánicas pobres. Una estrategia sintética alterna para
el P4HB, la polimerización por abertura del anillo del radical
libre de 2-metileno dioxolano, resulta en un
copolímero que contiene unidades de anillo abierto y no abierto
(Bailey, et al. J Polym. Sci. Polym. Chem.
20:3021-30 (1982); Bailey, J. Polym. Preprints
25:210-11 (1984)). 4HB ha sido copolimerizado
exitosamente con 3HB vía la polimerización del anillo abierto
(Hori, et al., Polymer 36:4703-05 (1996)).
Sin embargo, el peso molecular de los copolímeros fue modesto
(menos de 1x10^{5} g/mol), especialmente para las composiciones
con más del 80% de 4HB (menos de 2x10^{4} g/mol). Adicionalmente
muchos de los catalizadores utilizados para la síntesis química de
los poliésteres contienen metales tóxicos. Estos contaminantes
tóxicos pueden ser evitados utilizando un proceso biológico para
producir los PHAs.
\vskip1.000000\baselineskip
La hidrólisis de los
poli(hidroxialcanoatos) se acelera a pHs acídicos o básicos y
por tanto la inclusión de aditivos acídicos o básicos o
excipientes, puede utilizarse para modular la velocidad de
degradación de los PHAs. Los excipientes pueden añadirse como
partículas, pueden mezclarse con cualquier otro aditivo o agente
incorporado o a ser incorporado, o pueden ser disueltos dentro del
polímero. Los aditivos que mejoran la velocidad de degradación
incluyen ácidos inorgánicos tales como sulfato de amonio y cloruro
de amonio, ácidos orgánicos tales como ácido cítrico, ácidos
benzoicos, péptidos, ácido ascórbico, bases inorgánicas tales como
carbonato de sodio, carbonato de potasio, carbonato de calcio,
carbonato de zinc e hidróxido de zinc, y bases orgánicas tales como
sulfato de protamina, espermina, colina, etanolamina, dietanolamina
y trietanolamina y tensioactivos tales como TWEEN^{TM} y
PLURONIC^{TM}. Tales aditivos pueden utilizarse en
concentraciones entre 0,1 y 30% por peso.
La velocidad de degradación puede mejorarse
también mediante aditivos que forman poros o que también pueden
incrementar el área de superficie en el polímero o que incrementan
el contenido amorfo del polímero. Los agentes formadores de poros
se añaden generalmente como partículas e incluyen compuestos
solubles en agua tales como sales inorgánicas y azúcares que pueden
ser eliminados mediante lixiviación. Las partículas apropiadas
incluyen cristales de sales, proteínas tales como gelatina y
azarosa, almidones, polisacáridos tales como alginato y otros
polímeros. Los diámetros de las partículas pueden estar entre
nanómetros y 500 micrones. También pueden ser liofilizables. Los
agentes formadores de poros pueden añadirse en una cantidad entre
0,01% al 90% peso a volumen, tal como a un nivel entre uno y
treinta por ciento (w/w, polímero), para aumentar la formación de
poros. Por ejemplo, en secado mediante rociado o evaporación de
solvente, un agente tal como una sal volátil, por ejemplo
bicarbonato de amonio, acetato de amonio, cloruro de amonio o
benzoato de amonio u otra sal liofilizable, se disuelve primero en
agua. La solución que contiene el agente formador de poros se
emulsiona entonces con la solución del polímero para crear gotas en
el polímero del agente formador de poros. Esta emulsión se rocía en
seco entonces o se lleva a través de un proceso de
evaporación/extracción del solvente. Después que se precipita el
polímero, las micropartículas endurecidas se congelan y liofilizan
para eliminar los agentes formadores de poros. Los
plastificadores, tales como los ésteres de citrato y otros polímeros
como los poli(hidroxialcanoatos) atáxicos, pueden ser
añadidos para incrementar el carácter amorfo del polímero.
Los recubrimientos hidrófobos o los materiales
que pueden incorporarse para aumentar las velocidades de degradación
incluyen compuestos hidrófobos tales como fosfolípidos, colesterol
y otros polímeros, así como tensioactivos. Estos materiales y
métodos para formar recubrimientos o la incorporación a materiales
se describen en la WO 96/18 420 por Bracco Research SA, WO 92/18
164 por Delta Biotechnology, Ltd., WO 95/03 356 por el
Massachusetts Institute of Technology, PCT/EE.UU,97/03 007 por
Acusphere, Patente de los EE.UU. No. 5 271 961 otorgada a
Mathiowitz, et al., Patente de los EE.UU. No. 5 711 933
otorgada a Bichon, et al., y Patente de los EE.UU. No. 5 705
187 otorgada a Unger. Los ejemplos específicos presentan ácidos
grasos y fosfolípidos como emulsionantes para estabilizar la fase
aceitosa en la fase acuosa durante el proceso de
emulsión/encapsulado, con el resultado de que las microesferas
están recubiertas con una capa externa del surfactante. El uso de
aditivos tales como grasas, ceras e hidrocarburos de elevado peso
molecular también se expone para hidrofobizar las paredes del
polímero y para disminuir la velocidad de penetración del agua.
Un método alternativo para alterar la velocidad
de degradación de los polímeros de PHA involucra la modificación de
los grupos pendientes de poli(hidroxialcanoatos). Los grupos
pendientes pueden modificarse total o parcialmente. Los grupos
pendientes pueden, por ejemplo, convertirse a grupos acídicos o
básicos, tales como ácidos carboxílicos y aminas. Estos tipos de
grupos pueden mejorar la degradación alternando los valores locales
del pH. Alternativamente, los grupos pendientes pueden ser
convertidos a grupos reactivos, tales como alcoholes y aminas, que
pueden escindir el cadena principal del polímero por reacción
intramolecular o intermolecular. En adición a estas conversiones,
los grupos pendientes pueden también convertirse a grupos
hidrofílicos para aumentar la asimilación de agentes hidrolíticos
tales como el agua, o pueden ser convertidos a grupos que pudieran
aumentar la naturaleza amorfa de los polímeros. Los procedimientos
requeridos para llevar a cabo la conversión de grupos funcionales
de los grupos pendientes son bien conocidos por los expertos en la
técnica. Un método apropiado que puede utilizarse para preparar un
PHA que incorpora una unidad que altera la velocidad de degradación
del polímero, se expone en la WO 98/39 453 otorgada a Hein, et
al. Los grupos pendientes apropiados en los polímeros de PHA
que alterarán la velocidad de degradación pueden derivarse también
directamente mediante fermentación.
La velocidad de hidrólisis de un
poli(hidroxialcanoato) depende de un número de factores. Un
factor clave es la naturaleza química o reactividad de los enlaces
de éster entre los monómeros. La velocidad de degradación de la
cadena principal del PHA puede ser alterada por tanto incorporando
dentro la cadena principal del polímero enlaces químicos que son
más susceptibles a la hidrólisis o al ataque enzimático. Los
ejemplos de monómeros que pueden incorporarse a la cadena principal
de los poli(hidroxialcanoatos) para alterar la velocidad de
degradación del polímero son ácidos 2-hidroxi, tales
como ácido glicólico y ácido láctico, y otros hidroxiácidos que
modulan la reactividad del enlace éster, tales como el ácido acético
2-hidroxietoxi. Además de la incorporación de otros
hidrácidos que producen ésteres que son más susceptibles al ataque
hidrolítico o enzimático, pueden incorporarse otros tipos de
funcionalidades dentro la cadena principal del polímero. Por
ejemplo, uno o más enlaces éster pueden ser reemplazados por grupos
tales como amidas, anhídridos, carbonatos o carbamatos. Los
ejemplos de monómeros que pueden incorporarse a la cadena principal
de poli(hidroxialcanoatos) son los aminoácidos y
aminoalcoholes. Es más, los monómeros multifuncionales pueden
incorporarse a la cadena principal de los
poli(hidroxialcanoatos), por ejemplo, trioles o tetraoles.
Estos tipos de unidades de monómeros pueden utilizarse también para
aumentar o mantener el peso molecular del polímero mediante
entrecruzamiento de cadenas internas o para modificar la
cristalinidad de los polímeros.
Pueden utilizarse una diversidad de métodos para
incorporar los enlaces químicos susceptibles a las cadenas
principales de los alcanoatos. Por ejemplo, pueden añadirse
coalimentaciones durante la fermentación de los PHAs que resultan
en la incorporación de los monómeros deseados. Las coalimentaciones
apropiadas incluyen ácidos hidroalcoxi acéticos. Estos tipos de
monómeros pueden incorporarse también durante la síntesis química
de monómeros hidroxiácidos utilizando catalizadores y vía derivados
de coenzimas A utilizando catalizadores enzimáticos tales como las
sintasas de PHA.
Los enlaces químicos susceptibles pueden
incorporarse también a las cadenas principales de los
poli(hidroxialcanoatos) después de su síntesis inicial. Los
métodos para alcanzar esto incluyen transformaciones químicas tales
como la inserción de reacciones, irradiación, esterificación,
transesterificación (véanse e.g., Otera, et al., Tetrahedron
Lett., 27: 2383-86 (1986); Otera J. et al.,
Org. Chem., 56: 5307-11 (1991), Otera, et
al., J. Org. Chem., 54: 4013-14 (1989); y
Otera, et al., J Chem. Soc.Chem. Commun.
1742-43 (1991)), reacciones de transposición de
ésteres (véase e.g., Stanton & Gagné, J Am. Chem. Soc., 119:
5075-76 (1997) y la mezcla reactiva. En este
último caso, las reacciones químicas pueden realizarse en fusión con
un catalizador presente. Por ejemplo, los ésteres o poliésteres
pueden derretirse con poli(hidroxialcanoatos) en presencia de
catalizadores apropiados para poder modificar químicamente al
poli(hidroxialcanoato.
Los poli(hidroxialcanoatos) pueden
manipularse aún más utilizando una gama amplia de técnicas de
procesamiento de polímeros. Los métodos para el procesamiento de
estos materiales incluyen vaciado con solventes, procesamiento en
fusión, hilado/tejedura de las fibras, extrusión, moldeado por
compresión e inyección, y laminación.
Las composiciones de
poli(4-hidroxibutirato) son útiles en la
preparación de una diversidad de dispositivos médicos
biodegradables y/o bioreabsorbibles (implantes) o los recubrimientos
de los mismos. Las composiciones biodegradables de polímeros
exhiben preferiblemente una biodegradación relativamente lenta, por
ejemplo, que tienen una vida media in vivo de entre tres y
seis meses o menos. El polímero preferiblemente tiene una
temperatura de transición relativamente baja del punto de
fusión/transición vítrea, por ejemplo de menos de 136ºC, y/o es
soluble en un solvente no tóxico, no halogenado para facilitar su
procesamiento.
Más adelante se describen los dispositivos y
aplicaciones representativas. Los materiales de estado de la
técnica en estos dispositivos y aplicaciones pueden ser reemplazados
total o parcialmente con las composiciones biocompatibles de
poli(4-hidroxibutirato) descritas en la
presente solicitud para brindar las especificaciones del
dispositivo, tales como velocidad de degradación y propiedades
mecánicas.
Estos dispositivos se utilizan típicamente para
reincorporar el tejido al hueso. A menudo los procedimientos
incluyen la fijación del tendón, ligamento u otro tejido blando a
los huesos en hombros, rodillas, codos, muñecas, manos y tobillos.
En una variante, los anclajes de huesos se insertan dentro del hueso
y entonces se sutura el tejido blando, tal como un ligamento o
tendón, al punto de anclaje. El procedimiento puede realizarse de
manera abierta o preferiblemente utilizando una técnica invasiva
mínima (mínimo acceso) en la que el dispositivo se coloca mediante
un dispositivo apropiado de colocación. Los ejemplos de fijadores de
suturas actualmente en uso que son representativos de la técnica
moderna incluyen el Anclaje Biodegradable Bionx (Bionx Implants,
Bluebell, PA), el Fijador de Sutura al Hueso BioROC EZ^{TM}
(Innovasive Devices, Marlborough, MA), el Dispositivo Reabsorbible
de Fijación de Tejido Blando (Zimmer, Warsaw, IN) y los Anclajes
Bioreabsorbibles Acufex TAG (Smith & Nephew Endoscopy,
Mansfield, MA). Los dispositivos de fijación de suturas pueden ser
fabricados según los métodos y procedimientos descritos en las
Patentes de los EE.UU., Nos. 5 814 071; 5 797 963; 5 735 875; 5
725 529; 5 649 963; 5 643 321; 5 593 425; 5 423 821; 5 269 809; 5
268 001; 5 163 960; y 5 041 129.
Existe un número de dispositivos para la
reparación de lesiones del menisco. En un procedimiento, estos
dispositivos ortopédicos de fijación se utilizan para asegurar la
fijación de lesiones longitudinales verticales del menisco
(lesiones del asa del balde) situadas en el área vascularizada del
menisco en combinación con una inmovilización apropiada. Los
dispositivos se utilizan a menudo en la cirugía de mínimo acceso.
Los ejemplos de dispositivos de reparación en uso representativos
de la técnica moderna incluyen la Flecha del Menisco BIOFIX^{TM}
(Bioscience, Inc., Malvern, PA), la Barra de Fijación T de Sutura
Bar (Acufex Microsurgical, Inc.), y el Dardo del Menisco
(Innovasive Devices, Marlborough, MA). Los dispositivos de
reparación de menisco a base de poli(hidroxialcanoato)
pueden fabricarse según los métodos y procedimientos descritos por
de Goot, Biomaterials, 18:_613-22 (1997), y en las
Patentes de los EE.UU. Nos. 5 855 619; 5 853 746; 5 725 556; 5 645
589; 5 059 206; 5 035 713; 4 976 715; 4 924 865; 4 895 148; y la 4
884 572.
Los remaches y clavijas biodegradables pueden
utilizarse en la reinserción de tejidos blandos. Los usos
particulares incluyen la reinserción de tejido blando del hombro,
incluyendo reparaciones de inestabilidad en el hombro
(procedimientos Bankart), reparación de lesión SLAP, reparación de
separación acromio-clavicular, reparación de la
rotación del puño, cambio capsular o reconstrucciones capsulares,
tenodesis de bíceps y reparación del deltoides. El LactoSorb Pop
Rivet (Biomet, Inc., Warsaw, IN) es un ejemplo de dispositivo
moderno de remache. Los dispositivos de remache y clavijas a base
de poli(alcanoatos) pueden fabricarse según los métodos y
procedimientos descritos por Speer, et al, Clin. Orthop.
291:_67-74 (1993), y las Patentes de los EE.UU. Nos.
5 840 078; 4 895 148; 5 868 747; 5 843 084; 5 840 078; 5 827298; 5
807 292; 5 785 713; 5 730 744.
Los tornillos biodegradables de interferencia
pueden utilizarse en la fijación de tejido blando. Tales tornillos
pueden utilizarse por ejemplo, para fijar injertos de tejido blando
durante cirugías cruciformes de reconstrucción de ligamentos de la
rodilla. Como ejemplo de estado de la técnica en materia de
tornillos se incluye el Tornillo RCI (Smith & Nephew, Carlsbad,
CA) y el Tornillo Arthrex BIO-INTERFERENCE^{TM}
(Arthrex, Naples, FL). Los tornillos de
poli(hidroxialcanoato) pueden fabricarse según los métodos y
procedimientos descritos en las Patentes de los EE.UU. Nos. 5 275
601; 5 584 836; 5 364 400; 5 348 026; 5 876 455; 5 632 748; 5 496
326; 5 718 706; 5 690 222; 5 383 878; 5 425 733; 5 417 692; 4 927
421; 5 211 647; 5 116 337; y 4 927 421.
La malla quirúrgica biodegradable puede
utilizarse en cirugía general. Por ejemplo, las mallas quirúrgicas
se utilizan en el tratamiento de hernias en las que el tejido
conectivo se ha desprendido o como material para un cabestrillo
para sostener el reposicionamiento y apoyo del cuello de la vejiga
en el caso de incontinencia urinaria en la mujer. En la presente
invención, tales mallas (tapones) se utilizan como implantes de
tejido blando para el refuerzo del tejido blando; por ejemplo, en
la reparación de aponeurosis abdominales y de la pared abdominal,
para defectos fasciales y capsulares, como un parche de traquea u
otro órgano, restauración de órganos, cabestrillos (incluyendo un
cabestrillo intestinal), material de injerto dural, vendajes de
heridas o quemaduras y como un tampón hemostático. Como ejemplo de
estado de la técnica en materia de mallas se incluye la Matriz
Biosintética de Malla Quirúrgica Brennen (Brennan Medical, St. Paul,
MN), Parches GORE-TEX^{TM} (Gore, Flagstaff,
AZ), y SEPRAMESH^{TM} (Genzyme Corporation, MA). Las mallas
quirúrgicas de poli(hidroxialcanoatos) pueden fabricarse
según los métodos y procedimientos descritos por Bupta, Medical
textile structures: an overview'' Medical Plastics and
Biomaterials, pp. 16-30 (Jan./Feb. 1998) y por los
métodos descritos por las Patentes de los EE.UU. Nos. 5 843 084; 5
836 961; 5 817 123; 5 747 390; 5 736 372; 5 679 723; 5 634 931; 5
626 611; 5 593 441; 5 578 046; 5 516 565; 5 397 332; 5 393 594; 5
368 602; 5 252 701; 4 838 884; 4 655 221; 4 633 873; 4 441 496; 4
052 988; 3 875 937; 3 797 499; y 3 739 773.
Los parches biodegradables de reparación pueden
utilizarse en la cirugía general. En la presente invención estos
parches se utilizan para la reparación de defectos de paredes
abdominales y torácicas, en hernias inguinales, en paracolostomías,
ventrales, paraumbilicales, escrotales, femorales y otras hernias,
como refuerzo de pliegues musculares, para reforzar líneas de
engrampado e incisiones largas, para la reconstrucción de la pared
pélvica, reparación de prolapsos rectales y vaginales, apoyos de
suturas y grapas, reparación de vejiga y urinaria o vendajes. Como
ejemplo de estado de la técnica en materia de parches se incluye el
producto TISSUEGUARD^{TM} (Bio-Vascular Inc., St
Paul, MN). Los parches de reparación a base de
poli(hidroxialcanoatos) pueden fabricarse según los métodos
y procedimientos descritos en las Patentes de los EE.UU. Nos. 5 858
505; 5 795 584; 5 634 931; 5 614 284; 5 702 409; 5 690 675; 5 433
996; 5 326 355; 5 147 387; 4 052 988, y 3 875 937.
Los cabestrillos biodegradables pueden
utilizarse como implantes para reforzar el tejido blando donde
exista debilidad. Los ejemplos de tales procedimientos incluyen el
sostén pubouretral y de vejiga, la reparación del prolapso uretral
y vaginal, la reconstrucción de la pared pélvica y la suspensión
sacro-colpos. El dispositivo puede utilizarse para
tratar la incontinencia urinaria en la mujer resultante de
hipermovilidad uretral o deficiencia intrínseca del esfínter. Como
ejemplos de estado de la técnica se incluye el Cabestrillo
SUSPEND^{TM} (Mentor Corporation, Minneapolis, MN). Los
dispositivos de cabestrillo a base de poli(hidroxialcanoatos)
pueden fabricarse según los métodos y procedimientos descritos en
las Patentes de los EE.UU. Nos. 5 700 479; 5 860 425; 5 836 315; 5
836 314; 5 813 408; 5 690 655; 5 611 515; 4 217 890.
Los parches cardiovasculares biodegradables se
utilizan, en la presente invención, para injerto de parche vascular
(aumento de la arteria pulmonar), para parche intracardíaco, y para
el cierre mediante parche luego de la endarterectomía. Como
ejemplos de estado de la técnica de materiales similares de parches
se incluyen los parches Sulzer Vascutek FLUOROPASSIC^{TM} y
géneros (Sulzer Carbomedics Inc., AUStin, TX). Los parches
cardiovasculares a base de poli(hidroxialcanoatos) pueden
fabricarse según los métodos y procedimientos descritos en las
Patentes de los EE.UU. Nos. 5 716 395; 5 100 422, 5 104 400; y 5
700 287; y por Malm, et al., Eur. Surg. Res.,
26:298-308 (1994).
Los pasadores biodegradables se utilizan, en la
presente invención, para la fijación de tejido blando. Tales
dispositivos han sido utilizados por ejemplo, para estabilizar
fracturas de muñeca, pie, tobillo, mano, codo, hombro y rodilla.
Como ejemplo de estado de la técnica los dispositivos incluyen el
Pasador Reabsorbible de Membrana RESOR-PIN^{TM}
(Geistlich-Pharma, Washington, DC). Los pasadores
ortopédicos a base de poli(hidroxialcanoatos) pueden
fabricarse mediante técnicas convencionales de procesamiento tales
como las técnicas de procesamiento en fusión, por moldeado mediante
inyección y compresión, formación de fibras, así como técnicas
basadas en solventes.
Las barreras biodegradables de adhesión se
utilizan en cirugía general para evitar adhesiones no deseadas,
particularmente después de la cirugía. Como ejemplo de dispositivos
de estado de la técnica utilizados con estos propósitos se incluye
la Barrera Absorbible de Adhesión Endopath INTERCEED^{TM}
(Ethicon, Inc.), y SEPRAFILM^{TM} (Genzyme, Cambridge, MA). Las
barreras de adhesión a base de poli(hidroxialcanoatos) pueden
fabricarse según los métodos y procedimientos descritos en las
Patentes de los EE.UU. Nos. 5 824 658; 5 795 584; 5 791 352; 5 711
958; 5 639 468; 5 626 863; 5 626 622; 5 607 686; 5 580 923; 5 137
875, y 4 840 626.
Las endoprótesis se utilizan actualmente en una
gama de aplicaciones médicas para evitar normalmente la reoclusión
de un vaso. En la presente invención, las endoprótesis son
endoprótesis cardiovasculares, de gastroenterología o de uréter.
Generalmente estas endoprótesis son no degradables. Las endoprótesis
de uréter y de uretra se utilizan para aliviar la obstrucción en
una variedad de condiciones benignas, malignas y post traumáticas
tales como la presencia de piedras y/o fragmentos de piedras, u
otras obstrucciones uretrales tales como las asociadas con la
estrechez del uréter, el carcinoma de los órganos abdominales, la
fibrosis retroperitoneal o el trauma de uréter, o en asociación con
las ondas de choque de la litotricia extra corpórea. La endoprótesis
puede colocarse utilizando técnicas de endoscopia quirúrgica o de
manera percutánea. Como ejemplos de endoprótesis modernas se
incluye la endoprótesis de doble coleta de uréter (C.R Bard, Inc.,
Covington, GA), SpiraStent (Urosurge, Coralville, IA), y las
Endoprótesis Urológicas Ureterales y Uretrales Cook (Cook
Urological, Spencer, IN).
Una ventaja de las endoprótesis de
poli(hidroxialcanoatos) es su bioabsorbabilidad, que es
particularmente deseada en aplicaciones tales como las urológicas,
ya que no se requiere una segunda intervención para retirar la
endoprótesis. Es más, uno de los problemas principales derivados del
uso de endoprótesis metálicas en aplicaciones cardiovasculares es
la restenosis subsiguiente causada por el crecimiento excesivo de la
pared endotelial, que se cree se debe al menos en parte, a la
irritación causada por la endoprótesis metálica sobre la pared del
vaso (véanse Behrend, American J. Cardiol. p. 45, TCT Abstracts (Oct
1998); Unverdorben, et al., American J. Cardiol. p. 46, TCT
Abstracts (Oct. 1998)); Unverdorben, et al., American J.
Cardiol. p. 46, TCT Abstracts (Oct. 1998)). Un redactor
bioabsorbible hecho de, o revestido con un
poli(hidroxialcanoato) debe producir una irritación reducida
o ninguna.
Las endoprótesis de
poli(hidroxialcanoato) pueden fabricarse según los métodos y
procedimientos descritos en las Patentes de los EE.UU. Nos. 5 792
106; 5 769 883; 5 766 710; 5 670 161; 5 629 077; 5 551 954; 5 500
013; 5 464 450; 5 443 458; 5 306 286; 5 059 211 y 5 085 629. Véanse
también Tanquay, Cardiology Clinics,
23:699-713 (1994), y Talja, J. Endourology,
11:391-97 (1997).
Las matrices biodegradables de polímeros, por sí
solas o incorporando células y/o factores de crecimiento molecular
bioactivos se han utilizado para reparar defectos articulares de
cartílagos. Como ejemplo de un material utilizado en tal
procedimiento se destaca el ácido poliláctico (Schroder, et
al., J Biomed Mat. Res., 25:329-39 (1991)). Los
dispositivos de reparación articular de cartílagos a base de
poli(hidroxialcanoatos) pueden fabricarse según los métodos
y procedimientos descritos en las Patentes de los EE.UU. Nos. 5 876
452; 5 736 372; 5 716 981; 5 700 774; 5 655 546; y 5 041138.
Los dispositivos biodegradables pueden
utilizarse como guías para facilitar el recrecimiento y reconexión
de nervios y tendones dañados o cortados. Los dispositivos se
fabrican generalmente en forma de tubos. Como ejemplo de una guía
de nervio está el producto Neurotube^{TM}. Los dispositivos para
reparación de tendones a base de poli(hidroxialcanoatos)
pueden prepararse según los procedimientos descritos en la Patente
de los EE.UU. No. 4 792 336. Las guías para nervios a base de
poli(hidroxialcanoatos) pueden fabricarse según los métodos
y procedimientos descritos en las Patentes de los EE.UU. Nos. 5 800
544; 5 735 863; 5 584 885; 5 514 181; 5 026 381; 5 019 087; y 4 955
893.
Los grandes defectos septales atriales que no
pueden cerrarse directamente con suturas pueden repararse con
parches pericardiales o con materiales sintéticos no absorbibles.
Los parches de reparación de defectos septales atriales a base de
poli(hidroxialcanoatos) y los dispositivos pueden fabricarse
según los métodos y procedimientos descritos en las Patentes de los
EE.UU. Nos. 5 853 422; 5 634 936; 5 861 003; 5 855 614; y por Malm,
T. et al., Scand. J. Thor. Cardiovasc. Surg.,
26:9-14 (1992).
Los métodos de fabricación de los dispositivos
médicos incluyen el vaciado con solventes, procesamiento en fusión,
extrusión, inyección y moldeado por compresión, afirmación de fibras
y secado mediante rociado. Las partículas se preparan
preferiblemente de manera directa a partir de un proceso basado en
la fermentación, o mediante una técnica de evaporación de
solventes, técnica de emulsión doble o mediante microfluidización,
utilizando métodos disponibles en la técnica. (Koosha, Ph.D.
Dissertation, 1989, Univ. Nottingham, UK., Diss. Abstr. Int. B
51:1206 (1990); Bruhn & Müeller, Proceed Intern. Symp. Control.
Rel. Bioact. Mater. 18:668-69 (1991); Conti, et
al., J. Microencapsulation, 9: 153-66 (1992);
Ogawa, et al., Chem. Pharm. Bull.,
36:1095-103 (1988); Mathiowitz & Langer,
"Polyanhydride microspheres as drug delivery systems", in
Microcapsules Nanopart. Med. Pharm. (Donbrow, Ed.) ch. 5, pp.
99-123 (CRC, Boca Raton, Florida 1992)).
Los PHAs pueden fabricarse en forma de
dispositivos apropiados para la curación de heridas. Por ejemplo,
los materiales fibrosos no tejidos con este objeto pueden
prepararse a partir de tales polímeros produciendo primero fibras
de polímeros, presionando los polímeros a través de un orificio
perforado, utilizando procedimientos conocidos por los expertos en
la técnica. Las fibras pueden fabricarse entonces en forma de una
membrana porosa (tela) dispersándolas sobre un soporte sólido y
sujetándolas a moldeado por compresión. El espesor del dispositivo
puede ser menor de 500 \mum. También puede fabricarse un
dispositivo de curación de heridas perforando una película o
membrana utilizando un láser para lograr la porosidad, o utilizando
una técnica de lixiviación para preparar un material poroso. El
tamaño de los poros debe ser idealmente lo suficientemente pequeño
como para cerrar el paso a las células y a otras materias de
tejidos. Los dispositivos de curación de heridas pueden
posicionarse in vivo para separar tejidos y estimular la
regeneración de los mismos.
Los PHAs pueden utilizarse para encapsular
células. Utilizando las técnicas conocidas por los expertos en la
técnica, las células se precubren primeramente (véase Maysinger,
Reviews in the Neurosciences, 6:15-33 (1995)).
Utilizando un procedimiento de encapsulado de partículas tal como la
técnica de emulsión doble, las células pueden entonces ser
encapsuladas por los PHAs (Ogawa, et al., Chem. Pharm. Bull.,
36:1095-103 (1988). Las células encapsuladas pueden
entonces ser implantadas in vivo.
Los PHAs pueden fabricarse en forma de
bastidores de apoyo en ingeniería de tejidos utilizando una amplia
gama de técnicas de procesamiento de polímeros. Los métodos para la
fabricación de bastidores de apoyo en la ingeniería de tejidos en
base a los PHAs incluyen vaciado con solventes, procesamiento en
fusión, hilado/tejido, u otros medios de formación de fibras,
extrusión, inyección, moldeado por compresión, laminación y
lixiviación/vaciado con solventes. Tales métodos son bien conocidos
por los expertos en la técnica.
Un método de fabricación de bastidores de apoyo
en la ingeniería de tejido a base de PHAs incluye el uso de un
extrusor, tal como un extrusor Brabender. Por ejemplo, esta técnica
puede utilizarse para preparar tubos moldeados a presión apropiados
para su implantación en una gama de longitudes y tamaños.
Otro método incluye la preparación de un
bastidor de apoyo no tejido de fibras a base de PHA. Las fibras se
producen a partir de la fusión o de la solución y se procesan en
forma de material no tejido utilizando métodos conocidos por los
expertos en la técnica. Las propiedades del material no tejido
pueden adaptarse variando por ejemplo, el material del PHA,
dimensión de las fibras, densidad de las fibras, espesor del
material, orientación de las fibras y método de procesamiento de
las fibras. Las membranas porosas pueden, si se desea, procesarse
aún más. Por ejemplo, estas membranas pueden conformarse como tubos
huecos.
Otro método incluye el procesamiento en fusión o
mediante solventes de un PHA apropiado en un molde adecuado, y
perforando el material utilizando un láser u otro medio para lograr
la porosidad deseada. Otros métodos incluyen el enrollado en forma
de lazo de una lámina de PHA moldeada a presión sellándola al calor.
La lámina de PHA puede ser enrollada opcionalmente con otro
material, tal como un segundo polímero biodegradable. Por ejemplo,
éste último material puede ser un material no tejido de ácido
poliglicólico, de ácido poliláctico o un copolímero de ácidos
láctico y glicólico, que aporta por ejemplo, un tubo laminado
apropiado para su uso en la ingeniería de nuevos vasos, conductos y
tubos. Los PHAs pueden utilizarse también para recubrir otros
bastidores de apoyo de ingeniería de tejidos. Tales materiales
pudieran derivarse de otros polímeros degradables. El recubrimiento
puede llevarse a cabo por ejemplo, con una solución basada en
solventes o mediante técnicas de fusión, o utilizando un látex de
PHA.
Los dispositivos de ingeniería de tejidos
descritos en la presente solicitud pueden sembrarse con células
antes de su implantación o después de la implantación. Las células
pueden ser cosechadas a partir de una sección sana del tejido del
donante, expandidas in vitro utilizando técnicas de cultivo
de células y entonces sembradas en un bastidor de apoyo (o matriz)
antes o después de la implantación. Alternativamente, las células
pueden obtenerse de otros tejidos del donante o de líneas de células
existentes.
Los PHA pueden utilizarse para recubrir otros
dispositivos y materiales. Tales recubrimientos pueden mejorar sus
propiedades con vistas a la aplicación médica, por ejemplo,
mejorando su biocompatibilidad, propiedades mecánicas y adaptando
sus perfiles de degradación y de liberación sostenida. Los PHAs
pueden recubrir otros dispositivos utilizando los procedimientos de
fabricación antes descritos. El espesor del recubrimiento puede
ajustarse a las necesidades de la aplicación en específico cambiando
el peso de la capa de recubrimiento o la concentración aplicada,
y/o mediante un sobrerrecubrimiento.
Los PHAs pueden fabricarse en forma de
endoprótesis utilizando una amplia gama de técnicas de procesamiento
de polímeros. Los métodos de fabricación de endoprótesis incluyen
el vaciado con solventes, el procesamiento mediante fusión,
hilado/tejido de fibras, extrusión, ablación mediante láser,
moldeado por inyección y moldeado por compresión. Tales métodos son
conocidos por los expertos en la técnica.
Los métodos de producción de los dispositivos
que aumentan la porosidad o el área de la superficie de exposición
pueden utilizarse para alterar la capacidad de degradación. Por
ejemplo, como lo demuestran los ejemplos, el
poli(4-hidroxibutirato) poroso puede
fabricarse utilizando métodos que crean poros, huecos o
intersticios, tales como una emulsión o técnica de secado mediante
rociado o que incorporan partículas capaces de liofilización o
lixiviación dentro del polímero.
Los métodos adicionales para la fabricación de
dispositivos a base de poli(hidroxialcanoatos) se describen
en Biomaterials Science (Ratner, et al., Eds.) Academic
Press, San Diego, California 1996; Biomedical Applications of
Polymeric Materials (Tsuruta, et al., Eds.) CRC Press, Boca
Raton, Florida, 1993; Synthetic Biodegradable Polymer Scaffolds
(Atala, et al., Eds.) BirhaUSer, Boston, 1997; Wound Closure
Biomaterials and Devices, (Chu, J et al., Eds.) CRC Press,
Boca Raton, Florida, 1997; Polyurethanes in Biomedical Applications
(Lamba, et al., Eds.) CRC Press, Boca Raton, Florida, 1998;
Handbook of Biodegradable Polymers (Domb, et al., Eds.)
Harwood Academic Publishers, Amsterdam, The Netherlands, 1997.
Los implantes de poli(hidroxialcanoatos)
(incluyendo los recubrimientos) pueden ser aplicados a partir de
cualquier medio incluyendo cirugía abierta o por el método de mínimo
acceso tal como ingestión, inyección o inserción. Es más, en
dependencia de la aplicación, la composición puede modificarse aún
más para incluir otros materiales, tales como agentes bioactivos
como factores de crecimiento, medicamentos, agentes antimicrobianos,
factores de angiogénesis o materiales que modifican las propiedades
del dispositivo tales como otros polímeros, plastificadores,
nucleadores y rellenos.
Cuando los PHAs depirogenados se implantan en el
cuerpo, estos materiales muestran muy poca, si acaso alguna
reacción inflamatoria o cualquier otra reacción adversa en el
tejido. No hay respuesta inflamatoria significativa o formación de
escara en el tejido. El reclutamiento de células inflamatorias es
mínimo. El examen histológico de los dispositivos
ex-plantados demuestra que los materiales son
esencialmente inertes. En correspondencia, los dispositivos
construidos de PHAs pueden implantarse con un efecto adverso mínimo
en el tejido circundante. La liberación de los productos de la
degradación de ácidos hidroxis a partir de los materiales
implantados es típicamente muy lenta y se tolera bien por el
cuerpo. Por tanto, se espera que los PHAs mantengan sus propiedades
materiales durante meses y que eventualmente se degraden a
materiales no tóxicos.
Los dispositivos preparados a partir de PHAs
pueden utilizarse en una amplia gama de aplicaciones médicas
diferentes.
Los PHAs empleados en los composiciones de
homopolímeros poli(4-hidroxibutirato) de la
presente invención pueden encapsularse, ser mezclados con o
acoplarse iónicamente o de forma covalente a cualquier variedad de
agentes terapéuticos, profilácticos o de diagnóstico. Pueden
incorporarse o encapsularse una gran diversidad de materiales
biológicamente activos, para entrega en un sitio mediante el
poli(hidroxialcanoato) o para impartir propiedades al
polímero, tales como bioadhesión, fijación celular, mejoramiento del
crecimiento celular, inhibición del crecimiento bacteriano y
prevención de formación de coágulos.
Los ejemplos de agentes terapéuticos y
profilácticos apropiados incluyen compuestos sintéticos inorgánicos
y orgánicos, proteínas y péptidos, polisacáridos y otros azúcares,
lípidos y secuencias de ácidos nucleicos de ADN y ARN que tengan
actividades terapéuticas, profilácticas o diagnósticas. Las
secuencias de ácido nucleico incluyen genes, moléculas de sentido
inverso que enlazan a los ADN complementarios para inhibir la
trascripción y ribozimas. Los compuestos con un amplio intervalo
de peso molecular pueden ser encapsulados, por ejemplo, entre 100 y
500.000 gramos o más por mol. Los ejemplos de materiales apropiados
incluyen proteínas tales como los anticuerpos, ligando de
receptores y enzimas, péptidos tales como péptidos de adhesión,
sacáridos y polisacáridos, medicamentos sintéticos orgánicos e
inorgánicos y ácidos nucleicos. Los ejemplos de materiales que
pueden ser encapsulados incluyen enzimas, factores de formación de
coágulos, inhibidores o agentes disolventes de coágulos tales como
la estreptocinasa y el activador plasminógeno de tejido; antígenos
para inmunización; hormonas y factores de crecimiento;
polisacáridos tales como la heparina; oligonucleótidos tales como
los oligonucleótidos de sentido inverso y ribozimas y vectores
retrovirales para uso en terapia de genes. El polímero puede
utilizarse también para encapsular células y tejidos. Los agentes
diagnóstico representativos son agentes detectables por rayos X,
fluorescencia, resonancia magnética, radioactividad, ultrasonido,
tomografía computarizada (CT) y tomografía por emisión de
positrones (PET). Los agentes de diagnóstico mediante ultrasonido
son típicamente un gas como el aire, el oxígeno o
perfluorocarbonos.
En el caso de liberación sostenida, puede
incorporarse una amplia gama de diferentes compuestos bioactivos a
un dispositivo de liberación sostenida. Estos incluyen
macromoléculas hidrófobas, hidrófilas y de alto peso molecular
tales como las proteínas. El compuesto bioactivo puede incorporarse
al P4HB en un porcentaje de carga de entre 0,1% y 70% por peso, más
preferiblemente entre 5% y 50% por peso. Las composiciones de
homopolímeros de poli(4-hidroxibutiratos)
pueden ser empleadas en casi todas las formas físicas, tales como
polvos, películas, elementos moldeados, partículas, esferas, látex
y materiales cristalinos o amorfos. Pueden combinarse con
materiales adicionales no PHAs por ejemplo, otros polímeros.
Antes de la implantación, el artículo polimérico
bioreabsorbible debe ser esterilizado para evitar enfermedad e
infección del receptor. La esterilización se realiza antes de la
siembra de un dispositivo polimérico con células. La esterilización
mediante calor de artículos que contienen PHA no es práctica ya que
el tratamiento con calor puede deformar el artículo, especialmente
si el PHA tiene una temperatura de fusión por debajo de la
requerida para el tratamiento de esterilización. Este problema se
resuelve utilizando gas de óxido de etileno en frío como agente
esterilizador. La exposición de un artículo que contiene PHA a los
vapores de óxido de etileno antes de la implantación esteriliza el
artículo haciéndolo apropiado para su implantación. Durante la
esterilización con gas de óxido de etileno en frío o radiación
gamma, el artículo que contiene PHA mantiene su configuración. Este
tipo de tratamiento es apropiado para la esterilización de artículos
moldeados o preconformados en los que la configuración del artículo
juega un papel importante en un funcionamiento apropiado del
mismo.
Los dispositivos en la presente solicitud
descritos pueden administrarse de manera sistémica o localmente.
Los métodos de administración sistémica son mediante inyección,
inhalación, administración oral e implantación.
Los implantes y métodos descritos en la presente
solicitud se entenderán mejor si se refieren a los siguientes
ejemplos:
\vskip1.000000\baselineskip
Ejemplo
1
La cepa MBX1177 de E. coli, un derivado
de la cepa DH5\alpha seleccionada por la capacidad de crecimiento
con ácido 4-hidroxibutírico (4HB) como la única
fuente de carbono, se transformó con pFS30, un plásmido contentivo
de los genes que codifican la sintasa PHA de la Ralstonia eutropha,
4-hidroxibutirilo-CoA transferasa de
Clostridium kluyveri, y \beta-lactamasa que le
confieren resistencia a la ampicilina. La sintasa y transferasa
están bajo el control del promotor trc, que es inducible mediante
isopropil-\beta-D-tiogalactopiranosida
(IPTG) en pF30. Estas células se cultivaron primeramente en 100 ml
LB (Luria Broth, Difco, Detroit, Mich; 25 g/L) más 100 \mug/ml de
ampicilina durante la noche en un frasco Erlenmeyer de 250 ml a 37ºC
removiendo a 200 r.p.m. Todo este cultivo se utilizó como un
inóculo para la fermentación llevada a cabo en un recipiente de 7L.
La primera etapa de la fermentación consistió en crecimiento de la
biomasa en 5L de ampicilina LB a 37ºC con remoción a 800 r.p.m y
aireación a 1 volumen volumétrico de aire/min (vvm). Después de 17
horas el volumen se ajustó a 6L añadiendo un litro de medio, tal
que el volumen total contuviera, por litro: 2,5 g de polvo LB, 5 g
4HB como sal de sodio, 2 g de glucosa, 50 mmol de fosfato de potasio
(pH 7), 7 g de ácido fosfórico, 100 \mug de ampicilina y 0,1 mol
de IPTG. En este momento, la temperatura se ajustó a 33ºC, y la
velocidad de remoción se redujo a 400 r.p.m. Las adiciones
periódicas de glucosa y sodio 4HB se hicieron cuando el pH estaba
significativamente por debajo o sobre 7, respectivamente, debido a
que la adición de glucosa provocaba que el pH disminuyera
lentamente y la adición de 4HB provocaba que el pH aumentara
lentamente. El pH no se controló automáticamente. La fermentación
procedió de esta forma durante otras 70 h, en cuyo momento se había
añadido un total de 34 g/L de glucosa y 15 g/L de 4HB. Se permitió
el asiento de las células a 4ºC durante dos días, después de lo
cual se expulsó mediante bombeo la fase líquida y la mezcla pastosa
de células se fluidizó en un Microfluidizador EH M110 de
Microfluidics Corporation (Newton, Mass.) a 18.000 psi. El material
resultante se liofilizó y extrajo en tetrahidrofurano (THF, 3% p/v
P4HB) con calentamiento (60ºC) y remoción mecánica. El extracto THF
resultante se filtró a presión a través de microfibras de vidrio
(2,3 \mum) y filtros de profundidad de Teflón (2 \mum). El
polímero se precipitó dentro de un volumen equivalente de agua y se
liofilizó. El polímero se redisolvió en THF (3% p/v P4HB) con
calentamiento (60ºC) y la solución se filtró a través de micro
fibra de vidrio (2,3 \mum) y filtros de profundidad de Teflón (2
\mum) y se precipitó en agua/THF (1:1). El precipitado se lavó
con agua/THF (1:1) y se liofilizó para aportar una espuma de color
blanco (20 g). Este material se identificó como
poli(4-hidroxibutirato y se vio que no era
citotóxico mediante un ensayo de difusión agar (ISO 10993, Toxicon
Corp, Bedford, MA). El análisis elemental fue C 55,63%, H 7,41%, O
37,28%, N 41 ppm. El análisis GC muestra lípidos muy bajos en el
polímero purificado. El análisis NMR muestra los picos esperados y
no lípidos.
\vskip1.000000\baselineskip
Ejemplo de Referencia
2
Las cepas de MBX1177/pFS30 y de MBX184
(CGSC6966)/pFS30 se precultivaron en 300 ml de ampicilina LB en un
frasco Erlenmeyer de un litro a 30ºC durante la noche con remoción a
200 rpm. Se centrifugaron dos alícuotas de 100 ml de cada
precultivo (2 000 x g, 10 minutos) y las células obtenidas de cada
una de estas alícuotas se resuspendieron en 100 ml en un medio que
contenía, por litro: 6,25 g de polvo LB, 2 g de glucosa, 50 mmol de
fosfato de potasio (pH 7), 100 \mug de ampicilina y 100 \mumol
IPTG. El medio contenía también ácido
2-hidroxibutírico (2HB) y 4HB; en un recipiente las
concentraciones eran 8 g/L 2HB y 2 g/L 4HB y en el otro las
concentraciones de los dos ácidos eran cada una 5 g/L. Ambos ácidos
se añadieron a los recipientes como sales de sodio, las masas dadas
para los ácidos no incluían la masa de sodio. Estos cuatro
recipientes (dos para cada cepa) se incubaron a 30ºC durante otras
48 horas con remoción a 200 rpm. Las células se retiraron del medio
por centrifugado (2000 x g, 10 minutos) se lavaron una vez con
agua, se centrifugaron de nuevo y liofilizaron. Se llevó a cabo el
análisis por cromatografía gaseosa sobre la masa celular liofilizada
para analizar el contenido y composición del polímero. Los
contenidos celulares y composiciones de los PHAs producidos se
muestran en la Tabla 2. Cuando la relación de 2HB a 4HB era de 4:1,
el contenido de 2HB del polímero era superior al 19% para ambas
cepas mediante análisis GC, mientras que a una relación de 1:1 de
2HB a 4HB, el contenido del polímero era de alrededor del 1%. El
4HB se incorporaba con mayor rapidez al polímero que el 2HB; por
tanto, cuando el 4HB estaba presente a 2 g/L el contenido total del
polímero de las células era menor que cuando estaba presente a 5
g/L. Los polímeros producidos por el MBX184/pFS30 se extrajeron de
las células y se analizaron. La masa celular liofilizada se incubó
en 5 ml de cloroformo a 37ºC durante 2 horas. Se retiró el desecho
de las células por centrifugado (2000 x g, 5 minutos) y la solución
del polímero resultante se añadió por goteo a 50 ml de etanol para
precipitarla. El polímero precipitado se centrifugó a partir del
etanol tal como se describió anteriormente. En el caso de la
relación 4:1 2HB:4HB, el polímero fue difícil de centrifugar del
etanol; formó una bruma cuando se añadió al etanol, pero no se pudo
recuperar totalmente por centrifugado, probablemente porque el peso
molecular de este polímero era algo bajo. El polímero aislado del
recipiente 1:1 2HB:4HB se precipitó fácilmente a partir del etanol y
se recuperó casi totalmente. El análisis GC de estas muestras
extraídas (Tabla 2) muestra que el contenido de 2HB era ligeramente
menor que cuando el análisis se realizaba en células enteras. Es
posible que los residuos de 2HB en la cadena del polímero se
hidrolicen durante la extracción, disminuyendo por tanto el
contenido aparente de 2HB en las muestras extraídas. El hecho de
que el peso molecular del polímero extraído sea aparentemente menor
cuando el contenido de 2HB es mayor es consistente con esta
explicación.
Se llevó a cabo un segundo experimento con
MBX184/pFS30. Estas células se precultivaron en 400 ml de ampicilina
B en un frasco Erlenmeyer de un litro a 30ºC durante la noche con
remoción a 200 rpm. Se hizo una adición de 20 ml de medio a cada
frasco de manera que el volumen total contuviera, por litro: 2,5
adicionales de polvo LB, 2 g de 4HB como sal de sodio, 2 g de
glucosa, 50 mmol de fosfato de potasio (pH 7), 100 \mug de
ampicilina, 50 \mumol IPTG y 2, 4, 6 u 8 g de 2HB como sal de
sodio. Los frascos se incubaron durante 48 horas adicionales a 30ºC
y 200 r.p.m. Las células se retiraron del medio por centrifugado
(2000 x g, 10 minutos), lavadas una vez con agua, centrifugadas de
nuevo y liofilizadas. La masa seca de células se sometió al análisis
GC tal como se describió anteriormente. La Tabla 3 muestra el
contenido celular y la composición de los polímeros así obtenidos.
A relaciones bajas 2HB:4HB se incorporó poco o ningún 2HB al
polímero, sin embargo, cuando esta relación era de 3:1 o 4:1, la
incorporación de 2HB al polímero era significativa. El contenido
total de polímero de todas las células fue bastante bajo,
probablemente porque los ácidos no están presentes en
concentraciones lo suficientemente altas para permitir que la
asimilación y/o incorporación procediera a una velocidad
mayor.
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
\newpage
Ejemplo de Referencia
3
La cepa MBX1177/pFS30 se precultivó en 100 ml de
ampicilina LB en cuatro frascos Erlenmeyer de 250 ml a 30ºC durante
la noche con remoción a 200 pm. Se añadieron 20 ml de medio a cada
frasco de manera tal que el volumen total contuviera, por litro:
2,5 g adicionales de polvo de LB, 4 g de 4HB como sal de sodio, 4 g
de glucosa, 50 mmol de fosfato de potasio (pH 7), 100 \mug de
ampicilina, 50 \mumol de IPTG y 0,25, 0,75 ó 1 g de
3-hidroxibutirato (3HB) como sal de sodio. Los
frascos se incubaron durante 48 horas adicionales a 30ºC y 200 pm.
Las células se retiraron del medio mediante centrifugado (2000 x g,
10 minutos), lavadas una vez con agua, centrifugadas de nuevo y
liofilizadas. El análisis cromatográfico de gas se llevó a cabo
sobre la masa de células liofilizadas para analizar el contenido y
composición del polímero. El estándar utilizado para examinar las
unidades de 3-hidroxibutirato en el polímero fue el
poli(3-hidroxibutirato). Los contenidos y
composiciones celulares del PHA producidas se exponen en la Tabla 4.
Al disminuir la relación de 4HB/3HB en el medio, el contenido de
3HB del polímero aumentaba de forma monotónica, mientras que el
contenido total del polímero de las células era similar en todas
las pruebas, lo que indica que la composición del medio puede
utilizarse de manera predecible para controlar la composición del
copolímero sin afectar significativamente la producción total del
polímero. El polímero se extrajo del resto de la masa celular
liofilizada. Para todas las muestras, la masa celular liofilizada
se mezcló con alrededor de tres veces su propio volumen de
1,2-dicloroetano e incubó con una remoción ligera
en un tubo cerrado a 37ºC durante 6 horas. La materia de partículas
se separó de la solución del polímero mediante centrifugado (2000 x
g, 10 minutos). La solución resultante se añadió por goteo a unas
10 veces su propio volumen de etanol, y el polímero precipitado se
asentó en la solución. Se descartaron los elementos flotantes y el
polímero húmedo resultante se mantuvo en reposo hasta que pareciera
seco. El polímero entonces se liofilizó para un secado total. Las
propiedades térmicas de estas composiciones de
P4HB-co-3HB se muestran en la Tabla
5.
Ejemplo
4
La degradación del P4HB se estudió in
vitro e in vivo. Se examinaron tres configuraciones
diferentes de diversa porosidad (0%, 50% y 80% de porosidad). Se
poncharon discos pequeños (5 mm de diámetro) a partir de películas
de P4HB de espesor uniforme moldeadas mediante compresión. Las
muestras porosas de P4HB se produjeron utilizando la técnica de
lixiviación mediante sal descrita a continuación. El comportamiento
de la degradación in vitro se estudió incubando los discos
en un búfer de fosfato estéril (8 mM de fosfato de sodio, 2 mM de
fosfato de potasio, 140 mM de ClNa, 10 mM de KCl, pH 7,4, contentivo
de NaN_{3} como preservante) a 37ºC. El comportamiento de la
degradación in vivo se estudió después de la implantación en
bolsas subcutáneas en ratas.
\vskip1.000000\baselineskip
Los cristales clasificados de cloruro de sodio
(80-180 \mum) se mezclaron con P4HB fundido (debe
notarse que la proporción de sal del polímero puede ajustarse para
producir la porosidad deseada, mientras que el tamaño de la
partícula puede ajustarse para producir poros de tamaño diverso). La
mezcla de sal del polímero se comprimió hasta lograr una película
fina. Después de permitir que el material se solidificara, la
película se retiró del soporte mylar. La película se extrajo
exhaustivamente con agua para retirar la sal, dejando una película
porosa de P4HB.
\vskip1.000000\baselineskip
Se estudió la degradación de P4HB in
vivo. Se examinaron tres configuraciones diferentes de diversa
porosidad (0%, 50% y 80% de porosidad). Se poncharon discos
pequeños (5 mm de diámetro) a partir de películas de P4HB de
espesor uniforme moldeadas mediante compresión. Las muestras porosas
de P4HB se produjeron utilizando una técnica de lixiviación
mediante sal. El comportamiento de la degradación in vivo se
estudió después de la implantación en bolsas subcutáneas en ratas.
Las muestras se retiraron en momentos diferentes. La masa molecular
se midió mediante GPC y la pérdida de masa se midió por
cuantificación del 4HB remanente mediante análisis CG. Los
resultados se muestran en la Figura 3. Como muestra la Figura 3, la
pérdida de masa de la muestra variaba con la porosidad. Las
muestras de la película, de 50% y 80% de porosidad mostraron un 5%,
20% y 75% de pérdida de masa respectivamente en un período de seis
semanas, mientras que la pérdida media de masa molecular de estas
muestras también disminuyó significativamente (20 al 50%). Estos
datos demuestran que la velocidad de degradación de los PHAs puede
modificarse y controlarse alterando la porosidad y aumentando el
área superficial.
\vskip1.000000\baselineskip
Los implantes de P4HB mostraron una respuesta
inflamatoria muy mínima, mucho menor que para la de una malla no
tejida de PGA. Esta es una buena indicación de la biocompatibilidad
de estos materiales. Las muestras se retiraron en momentos
diferentes y se evaluaron histológicamente tanto respecto a los
implantes como al tejido circundante. La masa molecular se midió
por GPC y la pérdida de masa se midió por cuantificación del 4HB
remanente mediante análisis GC. Los resultados se muestran en las
Tablas 6 y 7. Como muestra la Tabla 6, el P4HB no se degrada
significativamente luego de un período de 10 semanas in
vitro. Todas las muestras mantuvieron su peso inicial, y se
produjo de un 20% a un 40% de disminución en la masa molecular
media. Las muestras incubadas in vivo mostraron una
degradación mucho más pronunciada. La pérdida de masa variaba con la
porosidad. Las muestras de película, del 50% y del 80% de porosidad
mostraron un 20%, 50% y 100% de pérdida de masa respectivamente en
un período de más de 10 semanas, mientras que la pérdida media de
masa molecular de estas muestras también disminuyó
significativamente (20 al 50%).
El examen microscópico de luz y mediante
microscopia electrónica por barrido ambiental (ESEM) de las muestras
muestra cambios poco discernibles para las muestras in vitro
en el período de diez semanas de incubación. En contraste, los
implantes in vivo muestran señales distintivas de
degradación. La superficie de estos materiales se degradaba
progresivamente durante el período de implantación de 10 semanas.
Después de una semana, las muestras de película mostraban algunas
señales de ruptura que progresaban a erosión superficial y formación
de agujeros en las nueve semanas siguientes.
Los datos de la degradación in vitro
sugieren que el P4HB es relativamente estable a la hidrólisis
simple, a diferencia de otros poliésteres utilizados en
aplicaciones bioreabsorbibles, tales como el PGA, PLA y sus
copolímeros. Sin embargo, la degradación de los implantes indicaba
que el P4HB puede degradarse in vivo, sugiriendo un modo de
degradación mediado biológicamente. Los datos muestran un incremento
en la degradación con incremento de la porosidad, lo que indica que
el área superficial del implante del polímero juega un papel en su
degradación in vivo. Esto sugiere que la degradación de los
polímeros de P4HB in vivo ocurre en la superficie del
implante, a diferencia de los materiales PGA o PLA que se degradan a
través del implante mediante hidrólisis, con disminución asociada
de la masa molecular y pérdida de las propiedades mecánicas. Estos
datos sugieren que la velocidad de degradación del P4HB puede
modificarse y controlarse alterando su área superficial. También,
se espera que este tipo de degradación superficial resulte en una
pérdida de masa molecular relativamente lenta permitiendo el
mantenimiento de las propiedades materiales del polímero por un
tiempo mayor que en el caso de los poliésteres médicos absorbibles
existentes. Los implantes de P4HB se toleraron bien y mostraron
solo una reacción mínima como cuerpo extraño. Estos resultados
muestran que estos materiales tienen ventajas significativas sobre
los poliésteres médicos
existentes.
existentes.
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Ejemplo
5
El P4HB se comprimió hasta lograr una película
fina utilizando una prensa hidráulica Carver. Las platinas se
calentaron hasta 115ºC. El P4HB se comprimió entre dos láminas de
mylar utilizando espaciadores metálicos. El espesor del espaciador
y la presión de la prensa se ajustaron para controlar el espesor de
la película. La película se retiró de la prensa y se enfrió a
temperatura ambiente. Después de la solidificación (en materia de
segundos) la película se separó fácilmente del material de apoyo del
mylar. Los datos mecánicos de este material se muestran en la Tabla
1. La rápida solidificación del P4HB demuestra su rápida
cristalización.
\vskip1.000000\baselineskip
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Ejemplo
6
Cristales clasificados de cloruro de sodio
(80-180 \mum) se mezclaron con el P4HB fundido
descrito en los Ejemplos 4 y 5. (La proporción de la sal del
polímero puede ajustarse para producir la porosidad deseada,
mientras que el tamaño de partículas puede ajustarse para producir
poros de diverso tamaño). La mezcla de sal del polímero se
comprimió hasta lograr una película fina utilizando las condiciones
descritas en el Ejemplo 6. Después de permitir que el material
solidificara, la película se retiró del apoyo del mylar. La película
se extrajo exhaustivamente con agua para retirar la sal, dejando
una película porosa de P4HB. La remoción de la sal se monitoreó
mediante análisis de cloruros en el material flotante y se confirmó
mediante análisis elemental de la película lixiviada (menos de 0,5%
de cloruro). Los datos mecánicos para P4HB con 50% y 80% de
porosidad (pP4HB50 y pP4HB80, respectivamente) se muestran en la
Tabla 1.
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Ejemplo
7
El P4HB poroso, tal como lo describe el Ejemplo
6, se esterilizó mediante tratamiento en frío con óxido de etileno.
Se sembró con células vasculares bovinas y se cultivó in
vitro. Los datos preliminares indicaron buena sujeción de estas
células al material. Esto es una demostración más de la
biocompatibilidad de este material. El número de células que se
fijaron al material se puede cuantificar utilizando un ensayo de ADN
comparándolo con los estándares para los bastidores de apoyo de
ingeniería de tejidos, malla PGA.
\newpage
Ejemplo
8
Las tiras de P4HB moldeadas mediante compresión
se estiraron uniaxialmente. La muestra se volvió más estrecha y se
aclaró, mostrando señales de adoptar forma de collarín. Después de
este procesamiento de estiramiento, el polímero parecía más
resistente y algo más flexible, demostrando una orientación uniaxial
de la muestra.
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Ejemplo
9
Se utilizó un método térmico de separación por
fases para lograr espuma de P4HB. Primeramente, se disolvió el P4HB
en dioxano de 1 a 5% p/v. Esta solución de polímero se fundió como
una película fina y se solidificó por enfriamiento en hielo por
debajo del punto de fusión del dioxano. El solvente se evaporó a
partir de este material sólido a baja presión para aportar una
espuma porosa con las dimensiones aproximadas de la película gruesa
inicial. El análisis ESEM de este material mostró una estructura
altamente porosa de tipo esponjoso. La concentración de polímero y
el proceso de enfriamiento pueden variarse para alterar la porosidad
de la espuma. Antes de la congelación, la solución del polímero
puede conformarse en una variedad de formas, desmenuzarse en
material partículado o utilizarse como recubrimiento. Por tanto,
esta técnica de separación térmica por fases puede utilizarse para
producir una gran variedad de formas tridimensionales altamente
porosas de P4HB.
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Ejemplo
10
El P4HB se disolvió en tetrahidrofurano al 1%
p/v. Una malla de PGA no tejida de 1 mm de espesor (Albany
Internacional, densidad bulto 52 mg/cc) se introdujo dentro de
esta solución de manera tal que se eliminaran los huecos (vacíos)
de aire. La malla recubierta se secó al aire y se repitió el
procedimiento de recubrimiento. El análisis microscópico de luz y
ESEM de la malla recubierta mostró que durante el proceso de secado
el polímero emigró a las intersecciones de fibra y funcionó para
unir las fibras. Esta técnica de unión de fibras mejoró
sustancialmente la resistencia y maniobrabilidad de la malla de PGA.
El análisis de tracción según la ASTM D638, mostró que la
resistencia a la tracción, el módulo de Young y la elongación final
de este material fueron 130 psi., 240 psi. y 171%, respectivamente.
Esto constituye una mejora significativa con respecto al material
no recubierto que era muy frágil para realizarle la prueba de estos
parámetros.
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Ejemplo
11
El P4HB se disolvió en dioxano a 2,5% p/v. Una
malla de PGA no tejida de 1 mm de espesor (Albany
Internacional, densidad en bulto 52 mg/cc) se introdujo dentro
de esta solución de manera tal que se eliminaran las vacuolas de
aire. La malla recubierta se enfrió con hielo de manera que se
solidificara la solución de recubrimiento. La malla se secó por
congelación para eliminar el dioxano. El análisis microscópico de
luz de la malla recubierta mostró que durante el proceso de secado
mediante congelación el polímero formó una espuma en forma de red a
lo largo de la malla PGA. Este material espumoso tiene buena
maniobrabilidad. La elevada área superficial y las propiedades
mecánicas incrementadas son atractivas con respecto a una gama de
aplicaciones.
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Ejemplo
12
El P4HB se disolvió en diclorometano al 1% p/v.
Se mezcló un volumen de 1 ml de esta solución con 5 ml de una
solución de dodecilsulfato de sodio (SDS) al 0,5% p/v. La mezcla de
dos fases se mezcló mecánicamente para dar una emulsión. Se
burbujeó una corriente de nitrógeno a través de la mezcla durante
una hora con agitación rápida para facilitar la eliminación del
diclorometano. La mezcla se agitó al aire durante la noche para
lograr la eliminación completa del diclorometano. La suspensión
resultante contenía microesferas de P4HB de alrededor de
1-10 \mum, según se determinó por un microscopio
óptico de contraste de fases.
El homopolímero de P4HB tiene propiedades
físicas y características de degradación que lo hacen muy atractivo
como implante para su uso en aplicaciones médicas. Este polímero
puede fabricarse en forma de fibras, láminas, espumas,
recubrimientos, estructuras, filamentos y similares para su uso como
material médico implantable.
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Este listado de referencias citadas por el
solicitante tiene como único fin la conveniencia del lector. No
forma parte del documento de la Patente Europea. Aunque se ha puesto
gran cuidado en la compilación de las referencias, no pueden
excluirse errores u omisiones y la OEP rechaza cualquier
responsabilidad en este sentido.
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16,99-104
Claims (15)
1. Un implante médico biocompatible para la
sujeción, fijación, apoyo, reparación o refuerzo del tejido blando,
comprendiendo el implante una composición del homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato),
en el que la composición del homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) comprende
opcionalmente aditivos que pueden alterar la estabilidad química
del polímero,
en el que el homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) tiene un peso
molecular medio ponderal en el intervalo entre 10.000 y 10.000.000
de Daltons,
en el que el implante se selecciona entre el
grupo que consta de fijadores de suturas; dispositivos de reparación
del menisco; remaches; clavijas; tornillos de interferencia; mallas
quirúrgicas para implantes de tejido blando para el refuerzo del
tejido blando; para tirantes de defectos fasciales; para un parche
de traquea o de otro órgano; para recuperación de órganos; para
material dural de injerto; para vendaje de heridas o quemaduras, o
para un tapón hemostático, cabestrillos; pasadores ortopédicos,
barreras de adhesión; stents cardiovasculares, de gastroenterología
o uretéricos; dispositivos de reparación articular de cartílagos;
guías de nervios; dispositivos de reparación de tendones;
dispositivos de reparación de defectos septales atriales; parches
cardiovasculares para injertos vasculares de parche; parche
intracardíaco o para cierre mediante parches después de la
endarterectomía; y parches de reparación para la reparación de
defectos de la pared abdominal y la torácica, para hernia inguinal,
paracolostomía, defectos ventrales, paraumbilicales, escrotales o
femorales, para refuerzo de pliegues musculares; para refuerzo de
líneas de engrampado e incisiones largas, para reconstrucción de la
pared pélvica, para reparación de prolapso rectal o vaginal, para
sostén de suturas y engrampados, para reparación urinaria o de
vejiga o para vendajes.
2. El implante de la Reivindicación 1 en el que
la velocidad de degradación de la composición de homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) se controla mediante
incremento de la porosidad de la composición de
poli(4-hidroxibutirato).
3. El implante de la Reivindicación 1, en el que
la composición del homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) contiene aditivos
seleccionados entre el grupo que consta de sustancias hidrófilas,
sustancias hidrófobas y recubrimientos que alteran la absorción de
agua por parte de la composición.
4. El implante de la Reivindicación 1 que
contiene aditivos que alteran la estabilidad química del
polímero.
5. El implante de la Reivindicación 4 en el que
los aditivos promueven escisión de la cadena.
6. El implante de la Reivindicación 4 en el que
los aditivos se seleccionan entre el grupo que consta de ácidos,
bases, electrófilos, nucleófilos, plastificadores, polímeros,
agentes formadores de poros y agentes diseñados para reducir la
cristalinidad del polímero.
7. El implante de la Reivindicación 1 que
comprende agentes formadores de poros.
8. El implante de la Reivindicación 7 en el que
los agentes formadores de poros son partículas liofilizables.
9. El implante de la Reivindicación 7 en el que
los agentes formadores de poros absorben agua.
10. Un método para la fabricación de un implante
médico biocompatible para la sujeción, fijación, apoyo, reparación
o refuerzo del tejido blando, comprendiendo el implante una
composición de homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato),
en el que la composición de homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) comprende
opcionalmente aditivos que alteran la estabilidad química del
polímero,
en el que el homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) tiene un peso
molecular medio ponderal en el intervalo entre 10.000 y 10.000.000
Daltons,
que comprende
la provisión de una composición de homopolímero
de poli(4-hidroxibutirato),
en el que opcionalmente la composición de
homopolímero de poli(4-hidroxibutirato)
comprende aditivos que alteran la estabilidad química del
polímero,
en el que el homopolímero de
poli(4-hidroxibutirato) tiene un peso
molecular medio ponderal en el intervalo entre 10.000 y 10.000.000
de Daltons; y
que conforma o incorpora la composición del
homopolímero de poli(4-hidroxibutirato) a un
implante seleccionado entre el grupo que consta de fijadores de
suturas; dispositivos de reparación del menisco; remaches; clavijas;
tornillos de interferencia; mallas quirúrgicas para implantes de
tejidos blandos para el refuerzo del tejido blando, para tirantes
de defectos faciales, para un parche de traquea o de otro órgano;
para recuperación de órganos, para material dural de injerto, para
vendaje de heridas o quemaduras o para un tapón hemostático,
cabestrillos; pasadores ortopédicos; barreras de adhesión; stents
cardiovasculares, de gastroenterología o uretéricos; dispositivos
de reparación articular de cartílagos; guías de nervios;
dispositivos de reparación de tendones; dispositivos de reparación
de defectos septales atriales; parches cardiovasculares para injerto
de parche vascular; parche intracardíaco o para cierre mediante
parches después de la endarterectomía; y parches de reparación para
la reparación de defectos de las paredes abdominal y torácica, para
hernias inguinales, en paracolostomía, ventrales, paraumbilicales,
escrotales o femorales; para refuerzo de pliegues musculares; para
refuerzo de líneas de engrampado e incisiones largas, para
reconstrucción de la pared pélvica, para reparación de prolapsos
rectales o vaginales, para sostén de suturas y engrampados, para
reparación urinaria o de vejiga o para vendajes.
11. El implante de la Reivindicación 1 o el
método según la Reivindicación 10, en el que:
el remache o clavija es un dispositivo para
reparación SLAP de lesiones, reparación de separación
acromio-clavicular, reparación de la rotación del
puño, cambio capsular o reconstrucciones capsulares, tenodesis de
bíceps o reparación del deltoides;
siendo la malla quirúrgica para la reparación de
aponeurosis abdominal, de la pared abdominal, de defectos fasciales
o capsulares, tendones de la rótula o de Aquiles o para el reemplazo
de tendones infraespinales o ligamentos craneales cruciformes.
12. El implante según la Reivindicación 1, en el
que el implante contiene además un agente terapéutico, profiláctico
o diagnóstico.
13. El implante según la Reivindicación 12, en
el que el agente terapéutico, profiláctico o diagnóstico se
selecciona entre el grupo que comprende, genes, oligonucleótidos,
ácidos nucleicos, moléculas de sentido inverso, ribozimas, vectores
retrovirales para uso en terapia de genes, anticuerpos y sus
fragmentos, factores de sujeción celular, ligandos de receptores,
enzimas, péptidos de adhesión, sacáridos, medicamentos polisacáridos
sintéticos orgánicos o inorgánicos, factores de coagulación
sanguínea, inhibidores de coagulación sanguínea, agentes de
disolución de coágulos, antígenos para inmunización, hormonas,
factores de crecimiento y agentes de diagnóstico detectables
mediante rayos X, fluorescencia, imágenes de resonancia magnética,
radioactividad, ultrasonido, tomografía computarizada (CT) o
tomografía por emisión de positrones (PET).
14. El implante según la Reivindicación 13, en
el que: el agente de disolución de coágulos se selecciona entre la
estreptocinasa y el activador plasminógeno de tejidos; el
polisacárido es heparina; el oligonucleótido es un oligonucleótido
de sentido inverso; el agente diagnóstico detectable por ultrasonido
es un gas seleccionado entre aire, oxígeno y perfluorocarbonos.
15. El implante según la Reivindicación 1, en el
que el polímero encapsula células o tejido.
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