ES2335406T3 - Stent endovascular para la administracion de medicamentos. - Google Patents
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Abstract
Un método para producir un stent liberador de fármacos (20) con un cuerpo tubular expandible compuesto por filamentos enlazados (24, 46) con regiones con superficie superior, lateral e interior y un recubrimiento polimérico liberador de fármacos (32) que contiene una cantidad seleccionada de fármaco, dicho método comprende (a) colocar el cuerpo tubular del stent en un mandril, de forma que el cuerpo quede agarrado por el mandril al contactar las superficies interiores del cuerpo tubular, para la rotación axial del cuerpo tubular con el mandril; Caracterizado por; (b) posicionamiento adyacente al cuerpo tubular en el mandril, un tubo de descarga (48) a través del cual una solución de polímero-fármaco (40) con una viscosidad entre 2 y 2000 centipoise y contenido en una reserva presurizable (42) comunicando con el tubo puede aplicarse directamente desde el tubo a las regiones de la superficie superior de los filamentos del cuerpo del stent, ya que el stent gira en el mandril y se mueve axialmente con relación al tubo de descarga; y (c) controla la tasa de movimiento del tubo de descarga respecto de los filamentos del stent y el ritmo de dispensación del material a partir de la reserva a través del tubo, de manera que la solución polímero-fármaco se aplique únicamente a las regiones de la superficie lateral y superior del stent.
Description
Stent endovascular para la administración de
medicamentos.
La presente invención se refiere a un stent
endovascular liberador de fármacos.
Un stent es un tipo de implantación
endovascular, generalmente con forma tubular, que normalmente tiene
una construcción reticular tubular, conectada con cables y es
expandible para su inserción permanentemente un vaso sanguíneo con
el fin de proporcionar un soporte mecánico al vaso y mantener o
reestablecer un canal de flujo durante o después de una
angioplastia. La estructura del soporte del stent está diseñada para
evitar el colapso prematuro de un vaso debilitado o dañado por una
angioplastia. Se ha demostrado que la inserción de stents evita los
espasmos y la remodelación negativa del vaso mientras se reparan las
paredes del vaso dañado a lo largo de varios meses.
Durante el proceso de reparación, la inflamación
causada por la angioplastia y el daño del implante del stent a
menudo provocan una proliferación de células del músculo liso y un
recrecimiento dentro del stent. De este modo se cierra parcialmente
el canal del flujo y, por tanto, se reduce o se elimina el efecto
beneficioso del procedimiento de la angioplastia o del
stenting. Este proceso se denomina reestenosis. También
pueden formarse coágulos sanguíneos dentro del stent recién
implantado debido a la naturaleza trombótica de las superficies del
stent, incluso cuando se utilizan materiales biocompatibles para
crear el stent.
Aunque no pueden formarse grandes coágulos
sanguíneos durante el propio procedimiento de la angioplastia ni en
el procedimiento inmediatamente posterior debido a la práctica
actual de inyectar potentes fármacos anti-plaquetas
en la circulación sanguínea, siempre hay presente alguna trombosis,
a menos a nivel microscópico en las superficies del stent y se
considera que desempeña una importante función en las fases
iniciales de la reestenosis al establecer una matriz biocompatible
en las superficies del stent donde las células del músculo liso
puedan unirse y multiplicarse posteriormente.
Los recubrimientos del stent contienen agentes
bioactivos diseñados para reducir o eliminar la trombosis o la
reestenosis. Dichos agentes bioactivos pueden dispersarse o
disolverse en una matriz polimérica biodurable o bioerosionable
unida a la superficie de los cables del stent antes del implante.
Tras la implantación, el agente bioactivo difumina la matriz
polimérica y, preferiblemente en el tejido de alrededor durante un
periodo de al menos cuatro semanas y, en algunos casos, de hasta un
año o más, coincidiendo idealmente con el curso temporal de la
reestenosis, la proliferación de las células del músculo liso, la
trombosis o una combinación de ambas.
Si el polímero es bioerosionable, además de
liberar el fármaco durante el proceso de difusión, el agente
bioactivo también puede liberarse cuando el polímero se degrade o
se disuelva, haciendo que el agente esté disponible cuanto antes
para rodear el entorno del tejido. Los stents bioerosionables y los
biodurables son conocidos donde las superficies externas o incluso
la carga de materia polimérica es porosa. Por ejemplo, la
Publicación PCT Núm. WO 99/07308, que es propietario común de la
presente aplicación, muestra dichos stents y se incorpora
expresamente por referencia en este documento. Cuando los polímeros
bioerosionables se utilizan como recubrimientos liberadores de
fármacos, la porosidad puede reclamarse de distintas formas para
ayudar al crecimiento hacia dentro del tejido, hacer que la erosión
del polímero sea más predecible o regular o mejorar el ritmo de
liberación fármacos, como, por ejemplo, se muestra en las Patentes
estadounidenses Números 6.099.562, 5.873.904, 5.342.348, 5.873.904,
5.707.385, 5.824.048, 5.527.337, 5.306.286 y 6.013.853.
La heparina, al igual que otros recubrimientos
de superficie antiplaquetas o antitrombolíticos, es conocida por
estar químicamente vinculada a la superficie del stent para reducir
la trombosis. Una superficie heparinizada interfiere con la cascada
de coágulos sanguíneos en humanos, evitando la fijación de las
plaquetas (un precursor de la trombina) en la superficie del stent.
Se ha descrito que los stents incluyen una superficie de heparina y
un agente activo almacenado dentro de un recubrimiento (ver patentes
de estadounidenses números 6.231.600 y 5.288.711, por ejemplo).
Se ha propuesto una variedad de agentes
específicos para la inhibición de la proliferación de células del
músculo liso y, por tanto, inhibir la reestenosis, para liberarse de
los stents endovasculares. Como ejemplos, la Patente estadounidense
núm. 6.159.488 describe el uso de un derivado del Quinazolinone; la
patente estadounidense número 6.171.609, el uso del Taxol y la
patente estadounidense número 5.176.98 el uso de Paclitaxel, un
agente citotóxico considerado el ingrediente activo en el agente
Taxol. La plata metálica se cita en la Patente estadounidense núm.
5.873.904.
En la Patente estadounidense núm. 5.733.327. se
muestra el Tranilast, un agente estabilizador de la membrana que se
considera que tiene propiedades antiinflamatorias.
Más recientemente, Rapamicin, un inmunosupresor
para suprimir las células del músculo liso y el crecimiento de
células endoteliales, se ha demostrado que tiene una eficacia
mejorada contra la reestenosis, cuando se libera desde un
recubrimiento polimérico de un stent. Ver, por ejemplo, las Patentes
estadounidenses números 5.288.711 y 6.153.252. También, en la
Publicación PCT número WO 97/35575 el compuesto inmunosupresor de
trieno macrocíclico Everolimus y los compuestos relacionados han
sido propuestos para tratar la reestenosis a través de la liberación
siste-
mática.
mática.
Idealmente, un compuesto seleccionado para
inhibir la reestenosis mediante la liberación de fármacos desde un
stent debe tener tres propiedades:
- -
- Primero, porque el stent debe tener un perfil bajo, lo que significa una matriz polimérica fina, el compuesto debe ser lo suficientemente activo para producir una ``dosis terapéutica continua para un periodo mínimo de 4-8 semanas cuando se libere desde un recubrimiento polimérico fino. Segundo, el compuesto debe ser efectivo, con una dosis baja, al inhibir la proliferación de células del músculo liso. Por último, las células endoteliales que forren la superficie interna del lumen del vaso suelen dañarse por el proceso de la angioplastia y/o el stenting. El compuesto debe permitir el recrecimiento de las células endoteliales dentro del lumen del vaso para proporcionar un regreso a la homeostasis del vaso y promover las interacciones críticas y normales entre las paredes del vaso y el flujo sanguíneo a través del vaso.
\vskip1.000000\baselineskip
EP 0970711 A2 muestra un método para recubrir un
stent con pasajes entre las superficies externas e internas. El
método incluye recubrir el stent con un recubrimiento polimérico y
antes de que el recubrimiento se seque, crear un movimiento fluido
fuera de los pasajes del stent para evitar que bloquee los pasajes
cuando el polímero esté ya seco.
US 2002/0038146 A2 muestra un stent radialmente
expandible con cortes en relieve formados en y extendiéndose a
través de los filamentos del stent para proporcionar reservas para
conservar los fármacos o para sujetar una capa que contenga fármacos
en la superficie externa del stent.
WO 2002/26162 A2 muestra un sistema donde las
partículas que pueden contener una sustancia terapéutica y una
sustancia portadora, la cual es una composición fluida, son
proyectadas o expulsadas a la superficie externa del stent desde una
fuente con una partícula presurizada.
WO 02/126281 muestra un stent expandible con un
recubrimiento en al menos la superficie externa. El método para
aplicar el recubrimiento implica recubrir por rotación (spin
coating) una capa de fármaco en el stent y secar el stent
recubierto para formar una capa endurecida.
WO 02/132347 muestra un stent tubular expandible
en donde uno o más puntales tiene "orificios" diseñados para
mantener una composición del fármaco.
WO 97/35575 muestra varios derivados del
Rapamicin.
US 4.650.803 muestra varios derivados del
Rapamicin.
De acuerdo con la presente invención se
suministra un método para producir un stent liberador de fármacos
con un cuerpo tubular expandible compuesto por filamentos enlazados
con regiones superficiales superior, lateral e interior y un
recubrimiento polimérico liberador de fármacos que contiene una
cantidad seleccionada de fármacos. Dicho método incluye
- (a)
- colocar el cuerpo tubular del stent en un mandril, de manera que el cuerpo sea agarrado por el mandril al contactar con las superficies interiores del cuerpo tubular, para la rotación axial del cuerpo tubular con el mandril;
Tiene las siguientes características:
- (b)
- colocación adyacente al cuerpo tubular en el mandril, un tubo de descarga a través del cual una solución polímero-fármaco con una viscosidad de entre 2 y 2000 centipoise y contenido en una reserva presurizable que se comunica con el tubo puede aplicarse directamente desde el tubo a las regiones superficiales superiores de los filamentos del cuerpo del stent, ya que el stent rota en el mandril y se mueve axialmente en relación con el tubo de descarga; y
- (c)
- Controlar el ritmo del movimiento del tubo de descarga con respecto a los filamentos del stent y el ritmo de dispensación de material desde la reserva a través del tubo, de modo que la solución del polímero-fármaco se aplique sólo a las regiones superiores y laterales del stent.
\vskip1.000000\baselineskip
El recubrimiento del stent es eficaz para
liberar una cantidad inhibidora de reestenosis del compuesto durante
un periodo de al menos cuatro semanas después de haber colocado el
stent en el sitio de la lesión vascular.
En varias realizaciones ejemplares, el compuesto
antireestenosis es un compuesto inmunosupresor de trieno
macrocíclico, el cuerpo del stent es una estructura de filamentos
metálicos, la subcapa está formada por un polímero Parylene y tiene
un grosor de entre 0.05 y 5 micrones y el recubrimiento tiene un
grosor entre 2 y 10 micrones. El compuesto puede estar presente en
el recubrimiento en una cantidad entre 50% y 75% por peso.
Los compuestos ejemplares inmunosupresores de
trieno macrocíclico tienen la forma general:
Donde (i) R es H o
CH_{2}-X-OH y X es un grupo de
alquilos de cadena lineal o de rama que contienen de 1 a 7 átomos de
carbono, donde R' es H (R' sustituye a H en la posición O 28)
o (ii) es al menos uno de R y R' tiene la forma
donde m es un entero de 1 a 3 y
R_{1} y R_{2} son cada uno un hidrógeno o un radical alquilo que
tiene de uno a tres átomos de carbono o, alternativamente, en donde
R_{1} y R_{2} juntos con un átomo de nitrógeno al que están
unidos forman un anillo heterocíclico saturado con cuatro átomos de
carbono. En un compuesto ejemplar, conocido como Everolimus, R' es H
y X es -
CH_{2}.
El stent anterior se emplea en un método para
inhibir la reestenosis en un sitio de la lesión vascular. En el
método, el stent se libera al sitio de la lesión vascular y se
expande para poner el recubrimiento del stent en contacto con el
vaso en el sitio de la lesión. El recubrimiento es efectivo para
liberar una cantidad inhibidora de reestenosis del compuesto durante
un periodo de al menos 4 semanas.
El stent está/puede estar compuesto por un
miembro estructural o un cuerpo formado por uno o más filamentos y
es transportado en los filamentos del cuerpo del stent, un
recubrimiento liberador de fármacos con un grosor de entre
3-25 micrones y compuesto de sustrato polimérico con
un porcentaje de peso de (i) 20 y 70 y (ii) un compuesto
inmunosupresor de trieno macrocíclico con un porcentaje de peso de
30-80 con la forma de:
donde R es
CH_{2}-X-OH y X es un grupo de
cadena lineal que contiene de 1 a 7 átomos de
carbono.
El stent es expandible desde un estado de
contracción donde puede liberarse a un sitio de la lesión vascular
a través de un catéter y un estado de contracción donde el
recubrimiento del stent puede colocarse en contacto con el vaso en
el sitio de la lesión. El recubrimiento es eficaz para liberar la
cantidad inhibidora de reestenosis del compuesto durante un periodo
de al menos 4 semanas después de que el stent se coloque en el sitio
del daño vascular.
En varias realizaciones ejemplares, R es
CH_{2}-X-OH, donde X es
-CH_{2}-, el cuerpo del stent es una estructura de filamentos
metálicos y el sustrato polimérico en el recubrimiento es un
polímero de polimetilmetacrilato, alcohol vinílico y etileno o un
polímero D,L-láctido.
En una realización ejemplar, el sustrato del
polímero en el recubrimiento está formado por un polímero
D,L-láctido bioerosionable con un grosor de entre
3-20 micrones y el compuesto está presente en el
recubrimiento a una concentración inicial de un recubrimiento con
un porcentaje de peso de 20 y 70. Especialmente donde la cantidad
del compuesto en el recubrimiento es superior a aproximadamente un
40 por cierto de peso, el stent puede incluir además una subcapa de
polímero Parylene con un grosor de entre 1-5
micrones, dispuestos entre los filamentos del cuerpo del stent y el
substrato del recubrimiento del polímero
D,L-láctido.
Alternativamente, tanto el cuerpo del stent y el
substrato del recubrimiento pueden estar formados por un polímero
bioerosionable. Dicho polímero L-láctido o el
polímero D,L-láctido forman los filamentos del
cuerpo del stent y el polímero D,L-láctido forma el
substrato del recubrimiento.
El recubrimiento del stent puede construirse
para contactar el flujo sanguíneo a través del stent cuando éste se
coloque en el sitio en su estado expandido. En esta realización, el
recubrimiento puede contener, además, un agente bioactivo como un
agente antiplaqueta, fibrinolítico o trombolítico en una forma
cristalina soluble. Agentes ejemplares antiplaquetas,
fibrinolíticos o trombolíticos son la heparina, aspirina, hirudina,
ticlopidina, eptifibatida, uroquinasa, estreptoquinasa, activador
tisular del plasminógneo (TPA) o mezclas de los éstas.
Un método para la reestenosis en un sitio de la
lesión vascular implica colocar en el sitio un stent endovascular
diseñado para liberar un compuesto inmunosupresor de trieno
macrocíclico durante un amplio periodo. El compuesto inmunosupresor
de trieno macrocíclico puede tener esta fórmula:
Donde R es
CH_{2}-X-OH y X es un grupo de
alquilos de cadena lineal que contiene de 1 a 7 átomos de carbono.
En un compuesto ejemplar, X es -CH_{2}-.
Anteriormente se han indicado varias
realizaciones ejemplares del compuesto del stent. El método para
recubrir los filamentos de un cuerpo del stent con un recubrimiento
polimérico que contenta fármacos emplea un controlador automatizado
para regular el flujo de un polímero o una solución de
fármaco-polímero en los filamentos de un cuerpo del
stent para conseguir una de una variedad de las funciones del
recubrimiento del stent, incluyendo un recubrimiento con grosor
uniforme en uno o más lados de los filamentos del cuerpo de stent,
mayor grosor del recubrimiento en las superficies externas (o
internas) del cuerpo del stent que en otra parte. Los recubrimientos
interiores y exteriores contienen diferentes fármacos y/o
gradientes de grosor del recubrimiento o parches discretos del
recubrimiento en el cuerpo del stent.
Estos y otros objetos y funciones de la
invención resultarán más aparentes cuando la siguiente descripción
detallada de la invención se lea junto con los dibujos adjuntos.
Fig. 1 y Fig. 2: ilustran un stent endovascular
con un cuerpo de filamento metálico y formado de acuerdo con una
realización de la presente invención, mostrando el stent en un
estado contraído (Fig. 1) y expandido (Fig. 2);
Fig. 3: es una vista ampliada de la sección
transversal de un filamento metálico recubierto en el stent de la
Fig. 1:
Fig. 4: es una vista ampliada de la sección
transversal de un stent polimérico erosionable recubierto;
Figs. 5A y 5B: son ilustraciones esquemáticas de
un método de recubrimiento polimérico idóneo para utilizarlo en la
producción del stent recubierto de la invención;
Fig. 6: muestra un stent polimérico
bioerosionable construido de acuerdo con la presente invención y
montado sobre un catéter para ser liberado a un sitio vascular;
Fig. 7A y 7B: son parcelas que muestran la
liberación de Everolimus desde stents construidos de acuerdo con la
invención;
Fig. 8 es una vista de la sección transversal de
un stent de la invención desplegado en un sitio vascular;
Fig. 9A-9C: son secciones
histológicas de un vaso 28 días después de la implantación de un
stent de metal sin recubrir;
Figs. 10A-10C: son secciones
histológicas de un vaso 28 días después de la implantación de un
stent de filamentos metálicos con un recubrimiento polimérico;
Figs. 11A-11C y
12A-12C son secciones histológicas de un vaso 28
días después de la implantación de un stent de filamentos metálicos
con un recubrimiento polimérico que contiene Everolimus;
Fig. 13: es una sección histológica ampliada de
un vaso visto con un filamento del stent empleado en las Figs.
11A-11C, que ha sobrecrecido por un nuevo tejido que
forma una pared recuperada del vaso;
Fig. 14: es una parcela de una zona de la
estenosis 28 días después de la implantación, como una función de la
puntuación de la lesión, con una variedad de diferentes stents,
incluyendo los construidos de acuerdo con la invención; y
Fig. 15 muestra una parcela de correlación entre
la puntuación de la lesión (eje Y) y el ratio B/A (globo/arteria) en
el momento de la implantación del stent.
Las Fig. 1 y 2. muestran un stent (20)
construido de acuerdo con la invención, en los estados de
contracción y expansión del stent, respectivamente. El stent
incluye un miembro estructural o cuerpo (22) y un recubrimiento
externo para retener y liberar un compuesto antireestenosis, como se
describirá más abajo con referencia a las Figs 3 y 4.
En la realización mostrada, el cuerpo del stent
está formado por una pluralidad de miembros tubulares enlazados por
filamentos, como los miembros 24, 26. Cada miembro es un
zig-zag expandible, diente de sierra o estructura
de onda sinusoidal. Los miembros están enlazados por enlaces
axiales, como los enlaces 28, 30 que unen los picos y valles de los
miembros adyacentes. Como se puede apreciar, esta construcción
permite que el stent se expanda desde un estado contraído, mostrada
en la Fig. 1 a un estado expandido, mostrado en la Fig. 2, con poco
o ningún cambio en el largo del stent. Al mismo tiempo, los enlaces
relativamente infrecuentes entre picos y valles de miembros
tubulares adyacentes permiten que el stent se acomode doblándose.
Esta función puede ser particularmente importante cuando el stent
se libera a un sitio vascular en su estado contraído, dentro o
sobre un catéter. El stent tiene un típico diámetro en su estado
contraído (Fig. 1) de entre 0.5-2 mm, más
preferiblemente 0.71 a 1.65 mm, y un largo de entre
5-100 mm. En su estado expandido, mostrado en la
Fig. 2, el diámetro del stent es al menos dos veces y hasta de
8-9 veces que el stent en su estado contraído. Por
eso, un stent con un diámetro contraído de entre 0.7 a 1.5 mm puede
expandirse radialmente a un estado seleccionado expandido de entre
2-8 mm o más.
Son conocidos los stents con esta arquitectura
general de cuerpo del stent con miembros tubulares expandibles, por
ejemplo, como se describe en la Publicación PCT Núm. WO 99/07308,
que es propietario común con la presente aplicación y que se
incorpora expresamente por la referencia en este documento. Los
demás ejemplos se describen en las Patentes estadounidenses números
6.190.406, 6.042.606, 5.860.999, 6.129.755 o 5.902.317 cuyas
patentes se incorporan por referencia en este documento. De forma
alternativa, el miembro estructural en el stent puede tener una
construcción de cinta helicoidal continua, esto es, donde el cuerpo
del stent está formado por un muelle de tipo cinta continua
sencilla. El requisito básico del cuerpo del stent es que sea
expandible, tras el despliegue en un sitio con lesión vascular y
que sea idóneo para recibir un recubrimiento que contenga fármaco
en su superficie externa, para liberar el fármaco contenido en el
recubrimiento a la pared del vaso (es decir, capas medial,
adventicia y endoteliales del tejido) forrando el sitio vascular
preciso. Preferiblemente, el cuerpo también tiene una retícula o
estructura abierta, permitiendo el crecimiento hacia dentro de la
pared celular celular "a través" del stent desde el exterior
hasta el interior.
De acuerdo con una función importante de la
invención, los filamentos del stent están recubiertos con un
recubrimiento liberador de fármacos compuesto por una matriz
polimérica y un compuesto antireestenosis (compuesto activo)
distribuidos dentro de la matriz para liberar el stent durante menos
un periodo de varias semanas, normalmente de 4-8
semanas y, opcionalmente, durante un periodo de 2-3
meses o más.
La Fig. 3 muestra, en una vista seccional
ampliada, un filamento del stent (24) con un recubrimiento (32) que
cubre completamente todos los lados del filamento, esto es, en la
parte superior (el lado del filamento que forma la superficie
externa del cuerpo del stent), inferior (el lado del filamento que
forma la superficie interna del stent) y los lados opuestos del
filamento. Como se comentará más abajo, el recubrimiento tiene un
grosor normalmente entre 3 y 30 micrones, según la naturaleza del
material de la matriz polimérica que forma el recubrimiento y las
cantidades relativas de la matriz polimérica y el compuesto activo.
Idealmente, el recubrimiento se fabrica lo más fino posible, por
ejemplo, de 15 micrones o menos, para minimizar el perfil del stent
en el vaso en el sitio de la lesión.
El recubrimiento también debe ser relativamente
uniforme en grosor en todas las superficies superiores (exteriores),
para promover una distribución uniforme del fármaco liberado en el
sitio objetivo.
En la Sección II de más abajo se comentan los
métodos para producir un grosor del recubrimiento relativamente
uniforme sobre los filamentos del stent.
También en la Fig. 3 se muestra una subcapa
polimérica (34) dispuesta entre el filamento del stent y el
recubrimiento. El propósito de la subcapa es ayudar a adherir el
recubrimiento de los filamentos del cuerpo del stent, esto es, a
ayudar a estabilizar el recubrimiento sobre los filamentos. Como se
verá más abajo, esta función es especialmente valiosa donde el
recubrimiento esté formado por un sustrato polimérico que contenga
un alto porcentaje de compuesto antireestenosis, por ejemplo, un
compuesto con un porcentaje de peso entre 35-80. Un
polímero de subcapa ejemplar es el Parylene, utilizado junto con un
sustrato polimérico formado por Polímero
D,L-láctido bioerosionable. Otras subcapas
poliméricas idóneas son el alcohol de vinilo y etileno (EVOH),
ParyLAST^{TM} , Parylene, Silicona, TEFLON^{TM} y otros
fluoropolímeros, que pueden depositarse en superficies de stents
metálicos por medio de recubrimientos de plasma u otros procesos de
deposición o recubrimiento. La subcapa tiene un grosor típico de
entre 1-5 micrones.
El polímero que forma el substrato puede ser
material polimérico biocompatible desde el cual el compuesto
inmovilizado puede liberarse por medio de la difusión y/o liberado
por la erosión de la matriz polimérica. Los dos polímeros conocidos
no erosionables para el substrato del recubrimiento son el
Polimetilmetacrilato y Alcohol de Vinilo y de Etileno. Los métodos
para preparar estos polímeros de una forma idónea para su aplicación
en un cuerpo del stent se describen, por ejemplo, en US
2001/0027340A1 y WO00/145763, incorporados aquí por referencia. En
general, el límite adición del fármaco a los polímeros está en un
tramo de porcentaje de peso del 20-40.
Los polímeros bioerosionables, especialmente el
Polímero D,L-láctido, también son idóneos para
recubrir el material de substrato.
En una realización general de la invención, el
recubrimiento es un sustrato polimérico bioerosionable, Polímero
D,L-láctido, es decir, polímero D,L-ácido láctido,
que puede contener hasta el 80% por peso en seco del compuesto
activo distribuido dentro del substrato polimérico. Más
generalmente, el recubrimiento contiene un compuesto activo con un
peso en seco del 35-80% y el 20-65%
del peso en seco del polímero. Los recubrimientos ejemplares
incluyen una matriz polimérica con un peso en seco del
25-50% y un compuesto activo con un porcentaje de
peso del 50-75. El polímero está formulado con el
compuesto activo para la deposición sobre los filamentos del stent
tal y como se detalla en la Sección II de más abajo.
En la realización pueden emplearse una variedad
de compuestos antireestenosis, incluyendo agentes
antiproliferativos, como el Taxol, compuestos antisentido,
doxorrubicina y, más concretamente, compuestos inmunosupresores de
trieno macrocíclico con la estructura general indicada abajo. La
última clase de compuestos y su síntesis se describen, por ejemplo,
en las patentes estadounidenses números 4.650.803, 5.288.711,
5.516.781, 5.665.772 y 6.153.252, en la Publicación PCT núm. WO
97/35575 y en las solicitudes publicadas de las patentes
estadounidenses números 6273912B1, 60/176086, 20000212/17 y
2001002935/A1 todas ellas incorporadas aquí por referencia. Los
compuestos ejemplares inmunosupresores de trieno macrocíclicos
tienen la forma:
Donde (i) R es H o
CH_{2}-X-OH y X ES H o es un grupo
de alquilos de cadena lineal o en rama que contienen de 1 a 7 átomos
de carbono, donde R' es H (R' sustituye a H en la posición O
28) o (ii) al menos uno de R y R' tiene la forma
Donde m es un entero del 1 al 3 y R_{1} y
R_{2}, son cada uno un hidrógeno o un radical alquilo de uno de
los tres átomos de carbono o, alternativamente, en donde R_{1} y
R_{2} juntos con un átomo de nitrógeno al cual están unidos
forman un anillo heterocíclico saturado con cuatro átomos de
carbono. En un compuesto ejemplar, conocido como Everolimus, R' es H
y X es -CH_{2}.
Un revestimiento preferido está formado por un
sustrato polimérico del polímero D,L-láctido con un
porcentaje de peso del 25-50 por ciento y un
compuesto inmunosupresor de trieno macrocíclico con un porcentaje de
peso del 50-75, con un grosor del recubrimiento de
entre 3-15 micrones. La subcapa está formada por
Parylene y tiene un grosor entre 1-5 micrones. Esta
realización contiene normalmente una cantidad de compuesto igual a
aproximadamente 15 microgramos fármaco/mm del largo del stent.
En otra realización ejemplar, el recubrimiento
está formado por un porcentaje de peso del 15-35 de
un sustrato polimérico erosionable y no erosionable, y
65-85 de porcentaje de peso del compuesto de trieno
macrocíclico. El grosor del recubrimiento es preferiblemente de
10-30 micrones y el stent puede incluir una subcapa
polimérica de 1-5 micrones, pro ejemplo, la subcapa
de Parylene. Esta realización contiene normalmente una cantidad de
un compuesto igual a aproximadamente 15 microgramos fármaco/mm de
largo del stent. El compuesto activo tiene la forma
Donde R es
CH_{2}-X-OH y X es grupo de
alquilos de cadena lineal que contiene de 1 a 7 átomos de carbono.
Un compuesto preferido es Everolimus, donde X = CH_{2}. También
son idóneos para la invención los compuestos donde X es un grupo de
alquilos de carbono 2, 3, 4, 5, 6 o 7 solos o en cualquier
combinación, al igual que la aplicación de esteres de acetato de
los compuestos anteriores, incluyendo el Everolimus.
\newpage
El recubrimiento puede incluir además un segundo
agente bioactivo eficaz para minimizar los eventos relacionados con
la sangre, como los coágulos que pueden estar estimulados por la
lesión vascular original, la presencia del stent; o para mejorar la
recuperación vascular en el sitio de la lesión. Los segundos agentes
ejemplares incluyen agentes antiplaquetas, fibrinolíticos o
trombolíticos en forma soluble cristalina o SIN donantes que
estimulen la recuperación de la célula endoteilale y controlen el
crecimiento de las células del músculo liso. Agentes ejemplares
antiplaquetas, fibrinolíticos o trombolíticos son la heparina,
aspirina, hirudina, ticlopinida, eptifibatida, uroquinasa,
estreptoquinasa, activador tisular del plasminógeno (TPA) o mezclas
de los mismos. La cantidad del segundo agente incluido en el
recubrimiento del stent estará determinado por el periodo durante
el cual deba suministrarse el agente para proporcionar el beneficio
terapéutico. Normalmente, el agente será beneficioso a lo largo de
los primeros días después de la lesión vascular y la implantación
del stent, aunque para algunos agentes, se requerirá un periodo más
largo de liberación del agente.
El segundo agente se incluirá en la formulación
de recubrimiento que se aplique a los filamentos del cuerpo del
stent, según los métodos conocidos.
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En otra realización general, el cuerpo del stent
y el recubrimiento polimérico están formados por un polímero
bioerosionable, permitiendo la completa reabsorción del stent con el
tiempo. Preferiblemente, el stent tiene una espiral expandible con
un filamento de cinta helicoidal que forma el cuerpo del stent (no
se muestra). Los stents con espirales autoexpandibles se describen
en US 4.990.155 para ser implantados en vasos sanguíneos y se
incorporan aquí por referencia.
Un stent con espiral puede formarse utilizando
una preforma con un diámetro final expandido de la preforma
especificada para ser ligeramente mayor que el tamaño interno del
lumen del vaso sanguíneo a tratar con la espiral (3.5 mm OD \pm 1
mm sería común para una arteria coronaria). Más generalmente, el
stent puede estar formado por
un molde, en su forma expandida, y colocado en
su estado contraído al retorcer alrededor el eje largo del stent o
forzando el stent radialmente a un estado de contracción para la
liberación al vaso sanguíneo cuando se monte en la punta de un
catéter. El stent tiene un grosor total preferiblemente entre
aproximadamente 100 y 1000 micrones y un largo total de entre 0.4 y
10 cm. De hecho, una importante ventaja de un stent bioerosionable
de este tipo es que los stents relativamente largos, por ejemplo,
superiores a los 3 cm de largo, pueden liberarse rápidamente y
desplegarse al lugar de la lesión vascular.
Se han divulgado métodos para formar los stents
de globo expandibles formados por un filamento tejido polimérico
bioerosionable, como el polímero L-láctido (US
6.080.177). También se ha adaptado una versión del dispositivo para
liberar los fármacos (US 5.733.327).
Un material polimérico preferido para formar el
stent es el Polímero L o Polímero D,L-láctido (US
6.080.177). El recubrimiento bioerosionable se aplica al cuerpo
preformado bioerosionable, tal y como se detalla en la Sección II
de más abajo. El cuerpo del stent puede estar formado por un
polímero bioerosionable, como el polímero L-láctido
y el recubrimiento de un segundo polímero, como el polímero
D,L-láctido. El recubrimiento puede tener
sustancialmente las mismas características de composición y de
grosor descritas anteriormente.
La Fig. 4 muestra una sección transversal de un
filamento, por ejemplo, una cinta, en un stent bioerosionable del
tipo que se acaba de describir, habiendo formado por separado un
cuerpo y un recubrimiento. La figura muestra un filamento de stent
interno bioerosionable (36) recubierto en todos los lados con un
recubrimiento bioerosionable (38). Un recubrimiento ejemplar está
formado por el polímero D,L-láctido y contiene un
fármaco antireestenosis con un porcentaje de peso de entre
20-40, como el compuesto inmunosupresor de trieno
macrocíclico y un porcentaje de peso de 60-80 del
sustrato polimérico. En otra realización general, el recubrimiento
contiene un compuesto con un porcentaje de peso de
45-75 y una matriz polimérica con un porcentaje de
peso de 25-55. Otros tipos de compuestos
antireestenosis, como los citados anteriormente, pueden emplearse en
cualquier realización.
El stent bioerosionable tiene la ventaja única
de tratar todo el vaso con un único dispositivo, o bien junto con
la predilatación del vaso con angioplastia de globo si hay grandes
obstrucciones presentes o como una implantación profiláctica en
pacientes de alto riesgo que desarrollen bloqueos significativos
futuros. Dado que el stent es totalmente bioerosionable, no afecta
las posibilidades del paciente para una cirugía posterior sin
complicaciones en el vaso, lo mismo que una "chaqueta metálica"
es decir, una serie de stents liberadores de fármacos que contienen
sustratos metálicos.
Un agente secundario, como se indica
anteriormente, puede incorporarse al recubrimiento para liberarse
del recubrimiento durante un periodo de tiempo deseado tras la
implantación. De manera alternativa, si se utiliza un agente
secundario, puede incorporarse al filamento del cuerpo del stent si
el recubrimiento aplicado al cuerpo del stent no cubre las
superficies interiores del cuerpo del stent. Los métodos de
recubrimiento descritos más abajo en la Sección II con relación a
un cuerpo de stent con filamentos metálicos también son adecuados
para utilizarse en el recubrimiento de un cuerpo de stent con
filamentos poliméricos.
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Refiriéndose ahora más especialmente a los
dibujos, las Figs. 5A y 5B son ilustraciones esquemáticas del
proceso de recubrimiento del stent de acuerdo con la invención. Se
realiza una solución polimérica (40) disolviendo un polímero en un
solvente compatible. Se añade al menos un compuesto antireestenosis
y, si se desea, se añade a la solución un agente secundario, bien
como una suspensión o en una solución utilizando el mismo solvente
o un solvente diferente. La mezcla completa se coloca en una reserva
presurizable (42). Se conecta una bomba de presurización fluida (44)
a la reserva.
La bomba de presurización puede ser cualquier
fuente de presión capaz de impulsar la mezcla del solvente para que
se mueva a una velocidad programada a través del tubo de descarga de
la solución (46). La bomba de presión (44) está bajo el control de
un microcontrolador (no se muestra), ya que es conocido en el campo
de los sistemas dispensadores de precisión. Por ejemplo, dicho
microcontrolador puede comprender los Modelos Robot Dispensadores
de 4 Ejes números 1&J500-R y
I&J750-R disponibles en I&J Fisnar Inc., de
Fair Lawn, New Jersey, controlables a través de una interfaz de
comunicación RS-232C a través de un ordenador
personal o un sistema dispensación de precisión como un Automove
A-400, de Asymtek, de Carlsbad, Ca. Un programa de
software idóneo para controlar una interfaz RS232C puede incluir el
sistema Fluidmove, también disponible en Asymtek Inc., Carlsbad,
Ca.
Unido a la reserva 42, por ejemplo, en su parte
inferior, se encuentra un tubo liberador de solución (48) para
liberar la mezcla de solvente a la superficie del stent. La reserva
presurizable (42) y el tubo de descarga (48) se montan sobre un
soporte móvil (no se muestra) que es capaz de mover el tubo de
descarga del solvente en pequeños pasos como 0.2 mm por paso, o de
manera continuada, a lo largo del eje longitudinal del stent tal y
como se ilustra en la flecha X1. El soporte móvil para la reserva
presurizable (42) y el tubo de descarga (46) también es capaz de
mover la punta (extremo distal) del tubo de descarga cercano a la
superficie del microfilamento o hacia arriba y alejado de la
superficie del microfilamento en pequeños pasos tal y como se
muestra la flecha Y1.
El stent no recubierto se agarra por medio de un
mandril giratorio que contacta la superficie interna del stent al
menos en un extremo. La rotación axial del stent puede lograrse en
pasos de grado pequeño, como grado de 0.5 por paso, para reponer la
superficie más superior de la estructura del stent a fin de ser
recubierta por el tubo de descarga por medio de la unión de un
motor de velocidad gradual al mandril, como ya se conoce bien en la
técnica. Si se desea, el stent puede girarse continuamente. El
método para posicionar con precisión un dispositivo de liberación
de fluido de volumen bajo es bien conocido en el ámbito de los
sistemas dispensadores de solventes
X-Y-Z y puede incorporarse a la
presente invención.
La acción de la bomba de presurización del
fluido, X1 y Y1 posicionando el tubo de descarga del fluido y R1
posicionando el stent están típicamente coordinados por un
controlador digital y programa de software informático, de manera
que la cantidad requerida de la solución se deposite cuando se desee
en las superficies del stent, donde el solvente pueda escapar,
dejando un recubrimiento endurecido de polímero y el agente en las
superficies del stent. Normalmente, la viscosidad de la mezcla del
solvente se prepara variando la cantidad de solvente y varía de 2
centipoise a 2000 centipoises, y normalmente pueden ser de 300 a 700
centipoises.
De manera alternativa, el tubo de descarga puede
retenerse en una posición fija y, además del movimiento de rotación,
el stent se mueve a lo largo de su dirección longitudinal para
cumplir el proceso de recubrimiento.
La tabla de posicionamiento
X-Y-Z y el soporte móvil pueden
adquirirse en I&J Fisnar. Las dimensiones preferidas para el
tubo de descarga de la solución son normalmente unos hipotubos de
acero inoxidable con un calibre de entre 18-28
montados en un conector de bloqueo adecuado. Dichos tubos de
descarga pueden adquirirse en EFD Inc., de East Providence, RI. Vea
la guía de selección de EFD de Puntas para Fines Especiales. Las
puntas preferidas tienen los nuevos números de orden del
5118-1/4-B hasta el
5121-1/4-B "Puntas de acero
inoxidable pasivado sin rebaba con un largo del ¼'' para
dispensadores rápidos de punto a punto de materiales gruesos o
rellenos de partículas", con nuevo número de orden
51150VAL-B "Las puntas ovales de acero inoxidable
aplican pastas gruesas, sellantes y epoxy en depósitos de cinta
plana" y con nuevos números de orden
5121-TLC-B hasta el
5125-TLC-B "Resiste la obstrucción
de cianocrilatos y proporciona un control de depósito adicional para
fluidos con viscosidad baja. Engastados y forrados con Teflon".
EFD, número de stock 1000Y514B a 1000Y 5152F dispone de una reserva
de solución presurizable desechable. Una punta alterna para poder
utilizarla con la invención en un cristal microcapilar con un I.D.
de aproximadamente 0.0005 a 0.002 pulgadas, tales como
aproximadamente de 0.001 pulgada, disponible en VW/R número de
catálogo 15401-560 "Tubos microhematocríticos"
de 60 mm de largo, I.D. 0.5-0.6 mm''.
Los tubos además son retirados bajo un quemador
Bunsen para conseguir el I.D. deseado para la aplicación precisa de
la mezcla del polímero/fármaco/solvente. El microcontrolador
programable para funcionar el motor de velocidad gradual, y la
tabla XYZ está disponible en Asymtek Inc. Está dentro del ámbito de
la invención para poder utilizar más de un tipo de tubos
dispensadores de fluidos que funcionan conjuntamente para formar el
revestimiento o, alternativamente, para utilizar más de una reserva
de solución móvil equipada con diferentes puntas, o que contengan
diferentes soluciones de viscosidad o diferentes composiciones
químicas de las múltiples soluciones en el mismo proceso para
formar el recubrimiento. El sistema de mandril y motor de velocidad
gradual pueden adquirirse en Edmund Scientific, de Berrington,
NJ.
\newpage
\global\parskip0.900000\baselineskip
Normalmente, como se describe anteriormente, el
recubrimiento se aplica directamente en la superficie externa del
soporte del stent tal y como se ilustra en las Figs. 5A y 5B. La
última figura muestra la aplicación de un material de recubrimiento
(52) para las regiones superior y laterales de un filamento
(50).
Por ejemplo, el recubrimiento de las superficies
externas del filamento podría contener un compuesto
antirreestenosis.
El polímero a utilizar en la invención incluye,
pero no está limitado a, Polímero (D,L-láctico),
Polímero L-ácido láctico, Polímero D-ácido láctico, alcohol de
vinilo y etileno (EVOH), s-caprolactona, acetato
hidroxilado etilvinílico (EVA), alcohol polivinícilo (PVA), óxidos
de polietileno (PEO), y sus copolímeros y las mezclas de los
mismos, disueltos en cloroformo, o acetona o cualquier otro solvente
idóneo. Todos estos polímeros tienen un historial de uso
inflamatorio bajo y seguro en la circulación sistémica.
Un recubrimiento sin polímero como el Everolimus
que se ha adherido iónicamente a la superficie metálica del stent
también puede utilizarse en la presente invención.
Utilizando el sistema de recubrimiento como se
describe, se ha descubierto que es factible recubrir las superficies
superiores y laterales del stent. A través de la selección
cuidadosa de un ratio idóneo del solvente al polímero, la
viscosidad de la solución puede ajustarse de tal forma que parte de
la solución emigre a los lados del puntal hacia abajo y habite
realmente en la superficie inferior antes de la solidificación, tal
y como se muestra en la Fig. 5B. Al controlar el tiempo de toma de
muestras time del tubo de descarga cercano al borde del stent, la
cantidad de polímero que recubre los bordes o la parte inferior del
stent puede incrementarse o reducirse. En la realización ilustrada
en la Fig. 3, una subcapa (34) de polímero puro y solvente se aplica
a las superficies del stent (24) utilizando primero el sistema de
recubrimiento de la invención y se permite que el solvente se
evapore. Luego, se aplica una segunda capa polimérica (32) que
contiene el agente bioactivo.
Como se indica anteriormente, un segundo agente
puede incorporarse a la mezcla polimérica. Como ejemplo, la
heparina en la forma cristalina puede incorporarse al recubrimiento.
Los cristales de heparina se micronizan al tamaño de una partícula
de aproximadamente de 1-5 micrones y se añaden en
suspensión a la solución polimérica. Las formas idóneas de la
heparina son las de forma cristalina que muestran bioactividad en
huéspedes mamíferos cuando se apliquen de acuerdo con los procesos
de la invención, incluyendo las sales de heparina (es decir,
heparina sódica y formas con peso molecular bajo de heparina y sus
sales).
Con el despliegue del stent liberador de
fármacos en la pared del vaso, como se ve en la Fig. 8, los
cristales de heparina cerca de la superficie del recubrimiento del
polímero endurecido comienzan a disolverse, aumentando la porosidad
del polímero. Al tiempo que el polímero se disuelve lentamente, más
heparina y agente bioactivo se liberan de una forma controlada.
Sin embargo, hay que indicar que con referencia
a la Fig. 8, no es deseable recubrir las superficies internas del
stent. Por ejemplo, recubrir la superficie interior del stent
aumenta el perfil de liberación engastado del dispositivo,
haciéndolo menos maniobrable en los vasos pequeños. Y, después de la
implantación, las superficies internas se lavan directamente por el
flujo de sangre a través del stent, ocasionando cualquier liberación
de fármaco en la superficie interna para perderse en la circulación
sistémica.
Por tanto, en las realizaciones mostradas en las
Figs. 3 y 4 la carga del polímero endurecido y el agente se
despliega en la circunferencia exterior de los soportes del stent y,
en segundo lugar, en los lados. En una realización preferida, sólo
una cantidad mínima de polímero y su agente se aplica a las
superficies internas del stent. Si se desea, también es posible
tener al menos una porción de las superficies internas del stent no
recubrierto o expuesto.
Además, el recubrimiento de las Figs. 3 y 4
pueden colocarse en las superficies del filamento del stent de una
forma selectiva. La profundidad de la sección revestida puede
corresponder al volumen de recubrimiento bioactivo para estar
disponibles para la presentación al tejido. Puede ser ventajoso
limitar el recubrimiento de ciertas zonas, como las que podrían
incurrir en altos niveles de presión durante el despliegue del
stent.
Una subcapa uniforme puede colocarse en primer
lugar en la superficie del stent para promover la adhesión del
recubrimiento que contenga el agente bioactivo y/o para ayudar a
estabilizar el recubrimiento polimérico en el stent. La capa de
imprimación puede aplicarse utilizando cualquiera de los métodos que
ya se conocen en la técnica o por el sistema dispensador de
precisión de la invención. También está dentro del ámbito de la
invención aplicar una capa de imprimación utilizando material
polimérico diferente, como Parylene (Polímero
dicloro-para-xilileno)) o cualquier
otro material que muestre una buena adhesión al substrato metálico
de la base y al recubrimiento que contenga el agente bioactivo. Al
Parylene
(polímero(dicloro-para-xilileno))
se le puede depositar técnicas de deposición de plasma o vapor, como
se conoce en la técnica (ver U.S. 6.299.604).
Cuando se desea formar un recubrimiento con un
alto ratio de substrato fármaco/polímero, por ejemplo, cuando el
fármaco constituya un porcentaje de peso del 40-80
del recubrimiento en un substrato de stent metálico, resulta
ventajoso formar una subcapa sobre los filamentos del stent para
estabilizar y unir firmemente el recubrimiento al substrato. La
subcapa puede procesarse posteriormente, antes de la deposición del
material de recubrimiento, hinchado en un solvente adecuado, por
ejemplo, acetona, cloroformo, xileno o mezclas de estos. Este
acercamiento se describe en el Ejemplo 5 para preparar un stent con
un alto ratio de Everolimus al polímero
D,L-láctido.
\global\parskip1.000000\baselineskip
Aquí se forma una subcapa de Parylene con
filamentos del stent por la deposición de plasma y luego se permite
que la subcapa se hinche en xileno antes de la deposición final del
material de recubrimiento. El método resultó efectivo al producir
un recubrimiento que contuviera el 50% de fármaco en un caso y 75%
de fármaco en otro caso en un sustrato de polímero
D,L-láctido, en un recubrimiento con un grosor de
sólo 5-10 micrones.
También está dentro del ámbito de la presente
invención producir un stent completamente bioerosionable, como se
indica anteriormente, utilizando un sistema de recubrimiento de la
invención actual. Esto puede conseguirse haciendo una preforma
tubular con la forma del stent a crear, utilizando un canal
helicoidal con la parte superior abierta "en forma de C" en el
cual el sistema de dispensión puede depositar el polímero. La
preforma está abierta en su diámetro exterior de forma que el
polímero pueda depositarse en la preforma, normalmente utilizando
una derivación, pero también múltiples derivaciones, si es
necesario, del tubo dispensador; mientras se crean bordes uniformes
de la estructura del stent donde el polímero está contraído por la
preforma. La preforma es soluble en un solvente que no disuelve el
stent biodegradable creado. Una vez que el polímero se ha
depositado y el disolvente de la solución polimérica se ha
evaporado, el conjunto puede colocarse en el solvente que disuelve
la preforma para liberar la estructura completa del stent. Un
material típico para la preforma es la sacarosa, que puede
moldearse en la forma deseada de la preforma utilizando técnicas de
moldeado de inyección estándar. Un disolvente típico para las
preformas es el agua.
\vskip1.000000\baselineskip
Esta sección describe los métodos de tratamiento
vascular y las características de funcionamiento de los stents
construidos de acuerdo con la invención.
\vskip1.000000\baselineskip
Los métodos se diseñan para minimizar el riesgo
y/o el grado de la reestenosis en un paciente que haya recibido una
lesión vascular localizada, o que corra el riesgo de una oclusión
vascular. Normalmente, el daño vascular se produce durante un
procedimiento angiográfico para abrir un vaso parcialmente ocluido,
como una arteria vascular periférica o coronaria. En el
procedimiento angiográfico, un catéter de globo se coloca en el
sitio de la oclusión y un globo con extremo distal se infla y
desinfla una o más veces para forzar a que se abra el vaso ocluido.
Esta expansión del vaso, que incluye especialmente el trauma de la
superficie en la pared vascular donde puede sacarse la placa, a
menudo produce una lesión suficientemente localizada de forma que
el vaso responde a lo largo del tiempo por medio de la proliferación
celular y la reoclusión. No sorprende que la producción o la
severidad de la reestenosis a menudo esté relacionada con el grado
de estiramiento del vaso implicado en el procedimiento
angiográfico. Especialmente donde el sobreestiramiento es de 35% o
más, la reestenosis se produce con una elevada frecuencia y a menudo
con una gravedad sustancial, es decir, la oclusión vascular.
En la práctica, el stent se coloca en su estado
contraído normalmente en el extremo distal del catéter, bien dentro
del lumen del catéter o en un estado contraído en un globo con
extremo distal. El extremo distal del catéter es guiado entonces al
lugar de la lesión, o al lugar de la oclusión potencial, y liberado
del catéter, por ejemplo, utilizando una cuerda trampa para liberar
el stent en el sitio, si el stent es autoexpandible, o expandiendo
el stent en un globo por medio de inflado de globo, hasta que el
stent entre en contacto con las paredes del vaso implantado, en
efecto, el stent en la pared del tejido en el sitio.
La Fig. 6 muestra una realización de un stent
completamente biodegradable de la presente invención con un catéter
portador idóneo para el implante del dispositivo en un vaso
sanguíneo del sistema cardiovascular, por ejemplo una arteria
coronaria. El dibujo muestra el stent (53), referido como "espiral
del fármaco" en una posición parcialmente liberada.
El stent, que es del tipo espiral
autoexapandible, está formado por ácido poliláctico y contiene uno o
más agentes biológicos de la presente invención. La espiral se crea
utilizando una preforma como se describe, con el diámetro final
expandido de la preforma especificado para ser ligeramente más
grande que el tamaño interno del lumen del vaso para ser tratado con
la espiral. Después de retirar la preforma, la espiral del fármaco
se reduce paulatinamente para retorcer los extremos en direcciones
opuestas a la espiral de un radio más pequeño y, así, comprimido a
lo largo de toda su longitud bajo una funda deslizable a un
diámetro de liberación aproximadamente de un tercio de su diámetro
final expandido a temperatura corporal. La espiral del fármaco tiene
un grosor lo suficientemente fino (aproximadamente
25-15 micrones) para doblarse enseguida en un radio
más ajustado para formar una espiral comprimida en el diámetro
interno de la funda. La funda es propensa al deslizamiento en un
catéter portador (55) ideal para la descarga del stent en su estado
comprimido al vaso objetivo. La funda (54) tiene un medio de agarre
(56) en un extremo proximal por el cual el operador de la
angioplastia puede tirar hacia atrás de la funda y liberar
completamente la espiral del fármaco cuando la punta del catéter
portador esté colocada en el vaso.
El centro del catéter portador (55) tiene un
lumen de aproximadamente 0.014'' de diámetro, donde un cable guía
(57) con una punta flexible (58) puede disponerse para que se
deslice. El catéter portador, además, tiene un conector principal
(59) para conectar el lumen interno a un conector-Y
y la válvula hemostática, como se conoce bien en la técnica de la
angioplastia. El OD del catéter portador con funda deslizable puede
estar en el tramo de 2-4 F. (tamaño francés) o más
grande si las arterias periféricas se están tratando.
Dado que la espiral del fármaco es totalmente
biodegradable, no afecta en las posibilidades de un paciente para
una cirugía posterior sin complicaciones en el vaso, igual que una
chaqueta metálica.
Mientras que las espirales sin metal a menudo se
colocan en vasos para crear tromboembolismo y completar el bloqueo
en ciertas aplicaciones neurovasculares, sorprendentemente se ha
determinado que el polímero biocompatible, Polímero
(D,L-láctido) ácido (PDLA) y sus mezclas, en la
configuración mostrada proporcionan una fuerza mecánica adecuada
para soportar el vaso dañado después de la angioplastia y, además no
crean embolismo y, por tanto, son materiales ejemplares para
fabricar los muelles de fármacos de la presente invención.
Una vez desplegado en el sitio, el stent
comienza a liberar un compuesto activo en las células que forran el
sitio vascular para inhibir la proliferación celular. La Fig. 7A
muestra la cinética de liberación del Everolimus de dos stents
construidos de acuerdo con la invención, cada uno con un
recubrimiento aproximado de 10 micrones de grosor (con extremos
cerrados). La cinética de liberación de fármacos se obtuvo
sumergiendo el stent en una solución con 25% de etanol, que acelera
enormemente la velocidad de la liberación del fármaco del
recubrimiento del stent. Los gráficos indican el tipo de cinética de
liberación de fármacos que puede esperarse en vivo, pero a lo
largo de una escala de tiempo más larga.
La Fig. 7B muestra la liberación de Everolimus
de recubrimientos de la presente invención en sustratos metálicos
del stent. El conjunto superior de curvas muestra la liberación del
fármaco donde el recubrimiento se ha aplicado directamente a la
superficie metálica. El conjunto inferior de curvas (mostrando una
liberación más lenta) se obtuvo aplicando una subcapa o capa de
imprimación de Parylene a la superficie del stent metálico, seguido
por el recubrimiento de la superficie con el sistema de
recubrimiento de la invención. Como puede observarse, la
imprimación aumenta la adhesión mecánica del recubrimiento en la
superficie del stent, resultando en una ruptura más lenta del
recubrimiento bioerosionable y una liberación más lenta del fármaco.
Dicha configuración es útil cuando se desee tener un recubrimiento
unido fuertemente al stent que puede resistir repetidas abrasiones
durante el manejo tortuoso del stent liberador de fármacos dentro
del catéter guía y/o vaso, y/o donde se desee que se desacelere la
liberación del fármaco para un tratamiento extendido del proceso de
la enfermedad de la aterosclerosis en el sitio del implante después
de la implantación del dispositivo.
La Fig. 8 muestra en sección transversal una
región vascular (60) con un stent implantado (62) cuyos filamentos
recubiertos, como el filamento 64 con el recubrimiento 66 se ven en
una sección transversal. La figura muestra la liberación de un
compuesto antirreestenosis desde cada región de filamento en la
región de la pared vascular de alrededor. Con el tiempo, las
células del músculo liso que forman la pared vascular comienzan a
crecer en y a través de la retícula o aperturas helicoidales en el
stent, formando en último lugar una capa de células internas
continuas que atrapan al stent a ambos lados. Si la implantación del
stent se ha realizado con éxito, el grado de la última oclusión
vascular en el sitio será inferior al 50%, esto es, el diámetro de
la sección transversal del canal de flujo que permanezca en el vaso
será al menos del 50% del diámetro del stent expandido en el momento
de el implante.
Las pruebas en un modelo animal de reestenosis
porcina como describe generalmente Schwartz et al
("Reestenosis After Balloon Angioplasty-A
Practical Proliferative Model in Porcine Coronary Arteries",
[La reestenosis después de la angioplastia de globo: un modelo
práctico proliferativo en arterias coronarias porcinas] Tirada
82:(6) 2190-2200, Dic. 1990).
Demuestra la capacidad del stent de esta
invención para limitar el grado de la reestenosis, y las ventajas
del stent en los stents actualmente propuestos y sometidos a ensayo,
especialmente en los casos de lesión vascular grave, es decir,
superior al 35% del estiramiento del vaso. Los estudios se resumen
en el Ejemplo 4.
En resumen, los estudios comparan el grado de la
reestenosis 28 días después de la implantación del stent, en stents
de metal sin recubrir, stents recubiertos con polímeros y stents
recubiertos con polímeros que contienen concentraciones altas y
bajas de Sirolimus (Rapamicin) y Everolimus.
La Tabla 1 del Ejemplo 4 muestra que los stents
de Rapamicin (Rapa-alto o Rapa-bajo)
y los stents de Everolimus (C-alto o
C-bajo) reducen en gran medida los niveles de
reestenosis, observándose la cantidad más pequeña de reestenosis en
el stent con altas dosis de Everolimus. Se obtuvieron resultados
similares en estudios sobre animales con lesión leve (Tabla 2).
Las Figs. 9A-9C son ejemplos de
secciones transversales del stent de formación neointimal a 28 días
en un S-Stent metálico sin recubrir (disponible en
Biosensor Internacional Inc, Newport Beach, CA). Las Figs.
10A-10C son ejemplos de formación neointimal en un
S-Stent recubierto con polímero (sin fármaco); y las
Figs. 11A-11C y 12A-12C de
formación neointimal en stents recubiertos con polímeros/Everolimus.
En general, los vasos con tratamiento de stent recubierto con
Everolimus aparecieron bien-recuperados con una capa
endotelial bien establecida, prueba de la recuperación completa y
la homeostasis del vaso será a los 28 días. La Fig. 13 es un ejemplo
de una sección transversal del vaso a una ampliación del 91X
mostrando la curación y el establecimiento de una capa endotelial
en la parte interna del lumen del vaso 28 días después del
implante.
Las fotografías indican que la combinación más
favorable para la eliminación de la reestenosis a 28 días es en la
formulación C-alto, o C-U ligero
(ver ejemplo 4), que contenía dosis de 325 microgramos y 275
microgramos de Everolimus, respectivamente, sobre un stent de 18.7
mm de largo. Los datos predicen una reducción del 50% en la
reestenosis comparado con un stent metálico sin recubrir
comercializado actualmente (el S-Stent) a los 28
días del seguimiento en cerdos jóvenes no consanguíneos. Los datos
también muestran que el Everolimus del fármaco es mejor que, o al
menos equivalente a la dosis de 180 microgramos de Sirolimus en la
misma plataforma de liberación de stent/polímero. Estos resultados
son respaldados por un análisis morfométrico (Ejemplo 4).
La Fig. 15 muestra la relación entre el globo
sobreestirado del vaso, tal y como se midió por el ratio del
globo/arteria (ratio B/A) y la lesión del vaso, en el experimento en
animal. Este dato muestra el uso de un globo de angioplastia
sobreinflado para crear una lesión del vaso altamente controlada es
un método razonablemente preciso para crear una lesión vascular
predecible y conocida en el modelo porcino.
La Fig. 14 muestra curvas de regresión lineal
"de ajuste óptimo" en las dosificaciones elegidas de los
agentes en polímeros, recubiertos en el S-Stent,
relacionando la puntuación de la lesión a la área estenosis en el
seguimiento. "Área estenosis" es un indicador preciso de la
formación neointimal determinada por un análisis morfométrico. Como
puede verse en este diagrama, el stent con Everolimus alto fue el
único recubrimiento en el grupo de muestras sometidas a ensayo que
exhibieron una inclinación negativa frente a una puntuación de la
lesión en aumento. Este análisis sugiere que el recubrimiento
C-alto puede ser capaz de controlar la reestenosis
en una arteria coronaria dañada que es prácticamente independiente
de la puntuación de la lesión. Ninguna de las demás formulaciones
de recubrimiento probadas mostraron esta exclusiva
característica.
Partiendo de lo anterior, puede verse cómo se
cumplen varios objetos y características de la invención. Por un
lado, la invención proporciona un recubrimiento de stent
bioerosionable con altos ratios fármaco/polímero, por ejemplo,
fármaco del 40-80% por peso. Esta característica
permite la continua liberación de un compuesto antirreestenosis a
lo largo de un periodo extendido a partir de un stent de perfil
bajo. Al mismo tiempo, la cantidad total de componentes desglosados
del polímero como el láctido y el ácido láctico liberados durante
la bioerosión es relativamente baja; minimizando los posibles
electos laterales, como la irritación que puede resultar de la
bioerosión del recubrimiento del stent.
El stent puede utilizarse para tratar o inhibir
la reestenosis. El método, que incluye una nueva combinación de
compuesto inmunosupresor de trieno macrocíclico en un recubrimiento
polimérico del stent, proporciona al menos la efectividad contra la
reestenosis como el mejor stent en la técnica anterior, pero con la
ventaja añadida sobre la técnica anterior de que la eficacia del
método aparece ser independiente de la extensión de la lesión y el
método puede ofrecer un mayor grado de endotelialización del vaso
con el stent.
Por último, el método proporciona un stent
completamente bioerosionable que tiene las ventajosas
características que se acaban de mencionar y más flexibilidad en el
diseño que un stent con el cuerpo metálico, especialmente, la
longitud total del stent y la futura operabilidad sobre el vaso
tratado.
Los siguientes ejemplos ilustran varios aspectos
para la realización y utilización de la invención del stent que aquí
se presentan. No están concebidos para limitar el ámbito de la
invención.
\vskip1.000000\baselineskip
Paso
A
154 ml de THF seco y 1.88g NaH se mezclan bajo
una atmósfera de nitrógeno en un matraz condensador con la parte
inferior redonda de 500 mL. Se añade 4.4 mL de etilenglicol seco en
el matraz, resultando en un gran precipitado después de mezclar
durante 45 minutos. Se añaden al matraz 11.8 g de cloruro de
terbutildimetilsilil se añade y se continua mezclando vigorosamente
durante 45 minutos. La mezcla resultante se vierte en un 950 mL de
éter etílico. El éter se lava en 420 mL de salmuera y la solución se
seca en el sulfato sódico. El producto se concentra por la
evaporación del éter en el vacío y purificado por cromatografía de
flash utilizando una columna de 27 x 5.75 cm cargada con gel de
sílice utilizando un sistema solvente de hexano/Et_{2}O (75:25
v/v). El producto se almacena
a 0ºC.
a 0ºC.
\vskip1.000000\baselineskip
Paso
B
Se combinan 4.22 g de glicol TBS y 5.2 g 2,6 de
lutidina en un matraz de 100 mL de cuello doble con condensador
bajo nitrógeno y se mezclan vigorosamente. Se añaden lentamente
10.74 g de anhídrido sulfónico de trifluorometano al matraz durante
un periodo de 35-45 minutos para producir a una
solución amarillenta-marronácea. La reacción se
templa posteriormente añadiendo 1 mL de salmuera y la solución se
lava 5 veces en 100 mL de salmuera a un valor de pH final de entre
6-7. La solución se seca utilizando sulfato sódico y
se concentra por la evaporación del cloruro de metileno en vacío.
El producto se purifica ultimando una cromatografía flash en columna
de aproximadamente 24x3 cm envasados con gel de sílice utilizando
un sistema de disolvente hexano/Et_{2}O (85:15 v/v), luego se
almacena
a 0ºC.
a 0ºC.
\vskip1.000000\baselineskip
Paso
C
400 gr de Rapamicin, 10 mL de tolueno, y 1,9 mL
2.6 lutidina se combinan y se agitan en un matraz de 50 mL
mantenidos a 55-57ºC. En un vial equipado con septo
de 3 mL, 940 \muL 2.6-lutidina se añade a 1 mL de
tolueno, y posteriormente se añade 2.47 g de TBS glicol Trif. Los
contendidos del vial se añaden al matraz de 50 mL y la reacción
permitió proceder durante 1.5 hora con el mezclado. 480 \muL
2,6-lutidina más un 1.236 g TBS glicol Trif se
añade al matraz de reacción. Se continúa la agitación durante una
hora más. Por último, una segunda parte de 480 \muL
2,6-lutidina y 1.236 g TBS glicol Trif se añaden a
la mezcla, y se continúa agitando durante otra
hora-hora y media. La solución resultante marronácea
se vierte a través de un termo de cristal poroso con filtro. El
precipitado parecido al cristal se lava con tolueno hasta que
desaparece todo el color. El filtrado se lava luego dos veces con
una solución de 60 mL de NaHCO_{3} y luego se lava de nuevo con
salmuera. La solución resultante se seca con sulfato sódico y se
concentra en vacío. Una pequeña cantidad de solvente de
hexano/EtOAc (40:60 v/v) se utiliza para disolver el producto y se
consigue la purificación utilizando una cromatografía flash en
columna de 33x2 envasada con gel de sílice y se desarrolla con el
mismo solvente. El solvente se retira en vacío y el producto se
almacena a 5ºC.
\vskip1.000000\baselineskip
Paso
D
Un plato de cristal de pirex (150x75 mm) se
rellena con hielo y se coloca en un plato de agitación. Una pequeña
cantidad de agua se añade para proporcionar un sedimento de hielo.
60-65 mg de TBS-Rap se disuelven
primero en un vial de cristal añadiendo 8 mL de metanol. 0.8 mL 1N
HCl se añaden al vial, la solución se agita durante 45 minutos y
luego se neutraliza añadiendo 3ML de NaHCO_{3} saturada acuosa. 5
mL de salmuera se añade a la solución, seguida por de 20 mL EtoAc,
resultando en la formación de dos fases. Después de agitar las
fases, se utiliza un embudo de decantación para extraer la capa
acuosa. El solvente restante se lava con salmuera a un pH final de
6-7 y se seca con sulfato sódico. El sulfato sódico
se retira utilizando un filtro poroso de cristal, y luego el
solvente se retira en vacío. El concentrado resultante se disuelve
en EtoAc/metanol (97:3) y luego se purifica utilizando una
cromatografía flash en columna de 23x2 envasado con gel de sílice,
y se desarrolla utilizando el mismo sistema de solvente. El solvente
se retira en vacío y el producto se almacena a 5ºC.
\vskip1.000000\baselineskip
Se disolvieron 100 mg polímero
D,L-láctido en 2 mL de acetona a temperatura
ambiente. Se colocaron 5 mg de Everolimus en un vial y se añadió
una solución de 400 \muL de láctido. Se utilizó una bomba de
jeringa controlada por microprocesador para dispensar con precisión
10 \muL del fármaco que contenía la solución láctida hasta las
superficies superiores del puntal del stent. La evaporación del
solvente resultó en una capa uniforme, polimérica sencilla que
contenía fármaco.
Se utilizó un volumen de 15 \muL de una forma
similar para recubrir las superficies del puntal superior y lateral
del stent, lo que resultó en un recubrimiento de capa sencilla sobre
los lados y parte superior del puntal del stent.
\vskip1.000000\baselineskip
La liberación del fármaco in vitro se
llevó a cabo colocando los stents recubiertos en una solución salina
fosfatada con un pH 7.4 de 2 mL conteniendo 25% ETOH y preservada
con 0.05% (w/v) de ázida sódica y conservada a 37ºC. El muestreo se
realizó periódicamente al retirar el volumen total del tope para la
medición mientras se sustituía la solución con un volumen similar
de tope fresco (depósito infinito). La Fig. 7 ilustra la liberación
del fármaco de dos stents similares recubiertos con una capa
polimérica sencillo microdispensada de esta forma.
\vskip1.000000\baselineskip
Se argumentó que la condición de tratamiento más
desafiante para el stent liberador de fármacos sea un vaso
gravemente lesionado, ya que se sabe que el grado de restenosis
(formación neointimal) aumenta directamente con el grado de la
lesión del vaso. Los experimentos se realizaron en cerdos, y un
número sustancial de los vasos que eran el objetivo de los
implantes de stents recubiertos con fármacos resultaron gravemente
lesionados (una media aproximada de un sobreestiramiento del 36% de
lesión del vaso) utilizando un globo de angioplastia. Esto ocasionó
graves desgarros y estiramientos de las capas mediales e intimales
del vaso, provocando una reestenosis exuberante los 28 días
después del implante. De esta forma, fue posible valorar la eficacia
relativa de varias dosis del fármaco y el fármaco a los ratios de
peso del polímero en la misma plataforma polimérica/stent metálico
para la reducción de reestenosis a los 28 días después del
implante.
\vskip1.000000\baselineskip
"Stent no recubierto" se refiere a un stent
metálico no recubierto de 18.7 mm con un diseño de anillo corrugado
(es decir, un "S-Stent" actualmente
comercializado como lo fabrica Biosensors Intl, Inc.)
"C-alto" se refiere a un
stent de 18.7 mm de largo que transporta 325 microgramos de
Everolimus en un recubrimiento polimérico de PDLA (polímero
D,L-ácido láctico).
"C-bajo" se refiere a un
stent de 18.7 mm de largo que transporta 180 microgramos de
Everolimus en un recubrimiento polimérico de PDLA.
"Rapamicin-alto" se refiere
a un stent de 18.7 mm de largo que transporta 325 microgramos de
Sirolimus en un recubrimiento polimérico de PDLA.
"Rapamicin-bajo" se refiere
a un stent de 18.7 mm de largo que transporta 180 microgramos de
Sirolimus en un recubrimiento de polimérico de PDLA.
"C-Uligero" se refiere a un
stent de 18.7 mm de largo que transporta 275 microgramos de
Everolimus en recubrimiento ultrafino de polímero PDLA (37% del
fármaco para el ratio del peso polimérico).
"C-Ubajo" se refiere a un
stent de 18.7 mm de largo que transporta 180 microgramos de
Everolimus o equivalente en un recubrimiento ultrafino de polímero
PDLA (37% del fármaco para el ratio de peso polimérico).
"Stent polimérico" se refiere a un stent
S-Stent de 18.7 mm cubierto únicamente por un
recubrimiento de polímero PDLA.
"B/A" es el ratio final del globo
inflado-a-arteria, una indicación
del grado de sobreestiramiento del vaso.
"Pérdida Media de Lumen (MLL)" está
determinada por una media de tres mediciones tomadas dentro del
lumen interno del stent en el momento del implante menos la media de
las tres mediciones en una angiografía posterior e indica la
cantidad de neointima que se ha formado dentro del stent.
\vskip1.000000\baselineskip
Los stents liberadores de fármacos utilizan una
prótesis de maya de cables metálicos con cables con un diseño de
anillo corrugado (es decir, S-Stent) y un
recubrimiento polimérico se implantaron en un cerdos jóvenes no
consanguíneos (alternativamente minicerdos Yucatán para estudios
sobre implantes que duraron más de 28 días), utilizando diferentes
dosis de cualquiera de los Everolimus del fármaco o el Sirolimus del
fármaco.
En el momento del implante la Angiografía
Coronaria Cuantitava (QCA) se realizó para medir el diámetro de los
vasos antes y después de la implantación del stent. A los 28 días, o
más tarde cuando se especificó en la tabla de más abajo, los
animales volvieron a estar sometidos a una QCA en la zona del stent,
antes de la eutanasia.
Después de la eutanasia de animales según los
protocolos aprobados, se extrajeron los corazones de los animales y
una solución presurizada de formaldehído se infundió en las arterias
coronarias. Los segmentos coronarios que contenían los stents se
retiraron quirúrgicamente de la superficie del corazón y,
posteriormente, se fijaron en bloques de plástico acrílicos para
seccionar transversalmente con una sierra de diamante. Las secciones
con un grosor de 50 micrones del material acrílico que contenían
las secciones transversales de los vasos localizados cerca, en el
centro y lejos se pulieron ópticamente y se montaron en el
portaobjeto del microscopio.
Se utilizó un microscopio con una cámara digital
para generar imágenes de alta resolución de las secciones
transversales del vaso que habían sido montadas en el portaobjetos.
Las imágenes estuvieron sometidas a un análisis histomorfométrico
por el procedimiento de la manera siguiente:
Se utilizó un sistema informático de imágenes
Image Pro Plus 4.0 a través de un microscopio A.G. con portaobjetos
para un sistema basado en PC para las medidas histomofométricas
de:
1. La sección transversal media y el grosor del
lumen (zona circunscrita por el borde
intima/neointimal-luminal); neointima (zona entre el
lumen y la lamina elástica interna, IEL y cuando faltaba el IEL, la
zona entre el lumen y los residuos de medio o de la lamina elástica
externa, EEL); media (zona entre el IEL y EEL); tamaño del vaso
(zona circunscrita por EEL pero excluyendo la zona adventicia); y la
zona adventicia (zona entre los tejidos periadventicios, tejido
adiposo y el miocardio y EEL).
2. Puntuación de la lesión. Para cuantificar el
grado de la lesión vascular, se utilizó una puntuación basada en la
cantidad y largo de desgaste de las estructuras de las diferentes
paredes. El grado de la lesión se calculó de la manera
siguiente:
- 0 = IEL intacto
- 1 = IEL roto con exposición a las capas mediales superficiales (lesión menor)
- 2 = IEL roto con exposición a las capas mediales más profundas (disección medial)
- 3 = EEL roto con exposición a la adventicia.
La siguiente tabla muestra los resultados del
análisis de QCA (mediciones de la pérdida media del lumen debido a
la reestenosis) en la QCA posterior. Los datos en las tablas de más
abajo bajo el título de la columna "zona neointima" muestran
los resultados del análisis morfométrico de los stents y los vasos
extraídos de los cerdos en el seguimiento:
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
Para poder determinar qué dosis de Everolimus
sería la mejor en un vaso ligeramente lesionado, más típico del
paciente con enfermedad coronaria no complicada y una lesión
sencilla de nuevo, se implantaron stents liberadores de Everolimus
para crear una lesión de un sobreestiramiento de bajo a moderado
(aproximadamente el 15%). Se utilizaron cerdos de granja en un
experimento de 30 días, minicerdos Yucatán adultos fueron
implantados durante un estudio de seguridad 3 meses. Los resultados
angiográficos fueron los siguientes:
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
Los datos anteriores predicen que las dosis de
C-U bajo o C-U alto de Everolimus
producirán una reducción del 45-48% en la formación
de neointima en un vaso con una lesión de baja a moderada.
\vskip1.000000\baselineskip
La zona total seccionada transversalmente dentro
de cada stent y la zona seccional transversal de cada tejido nuevo
(neointimal) que se haya formado dentro del stent fueron medidas por
ordenador y se computó el porcentaje del área estenosis. En la
tabla de más abajo se muestra la puntuación media de la lesión en el
vaso, zona neointimal, y el porcentaje del área estenosis para cada
formulación de fármaco y polímero, con una media de tres rodajas por
stent.
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
(Tabla pasa a página
siguiente)
\vskip1.000000\baselineskip
El análisis morfométrico se considera un método
altamente preciso para medir la reestenosis en el stent en el
modelo coronario del cerdo. En el modelo de lesión elevada, la
formulación de C-Alto produjo las cantidades más
bajas de formación de neointima en el experimento de "lesión
elevada" a 28 días. Sin embargo, el C-U alto
tuvo la mayor puntuación de lesión más elevada del grupo y aún así
consiguió un área estenosis con un porcentaje muy bajo, de 0.45.
Por tanto, los datos confirman independientemente los hallazgos del
análisis de la QCA y respalda la elección de C-U
alto como la formulación preferida para los ensayos con humanos.
\vskip1.000000\baselineskip
Se entregaron las láminas para el
C-U alto y el Sirolimus-bajo a un
experimentado patólogo cardiaco, que revisó las secciones
transversales de los vasos para evidencias de inflamación, fibrina,
y la endotelialización del lumen del vaso recién recuperado. No se
hallaron diferencias entre los cambios histológicos causados por el
Sirolimus y los stents liberadores de Everolimus. En general, los
vasos parecieron estar bien recuperados con una capa endotelial
bien establecida, la evidencia de una recuperación completa y
homeostasis del vaso a los 28 días. La Fig. 13 es un ejemplo de una
sección transversal de un bajo a una ampliación de 91X que muestra
la recuperación y el establecimiento de una capa entotelial de la
parte interna del lumen del vaso a los 28 días después del
implante.
\vskip1.000000\baselineskip
Carter et. al han publicado resultados de
stents recubiertos con Sirolimus utilizando el stent metálico de
Palmaz Schatz en cerdos. A continuación se muestra una tabla que
compara los resultados publicados de Carter con los resultados
experimentales de Biosensor:
\vskip1.000000\baselineskip
Al igual que los stents metálicos
comercializados con anillo corrugado ("S-sent",
diseño con anillo corrugado, Biosensors Intl), de 14.6 mm de largo,
se revistieron con una capa gruesa de 2 micrones aproximadamente de
capa de imprimación "C" de Parylene utilizando un proceso de
deposición del plasma. Los stents recubiertos con Parylene se
colocaron en xileno por la noche a temperatura ambiente. Una
solución de stock de Polímero D,L-ácido láctico con 50
\mug/\mul de ácido poliláctico (PDLA) se preparó disolviendo 100
mg de PDLA en 2 mL de acetona.
Para preparar stents que contengan un fármaco
para el ratio de polímero de 50%, se disolvió 5 mg de Everolimus en
100 \muL de la solución stock de PDLA. Otros 20 \muL de acetona
se añadieron para ayudar a dispensar la solución. Se extrajeron los
stents del xileno y se secaron cuidadosamente para eliminar el
solvente. Se dispensó un total de 5.1 \muL de solución de
recubrimiento en la superficie externa de cada stent. Los stents se
secaron a temperatura ambiente y se colocaron en la desecación por
la noche. Esto resultó en un total de 212 \mug de Everolius
contenidos en 212 \mug de PDLA por stent.
\global\parskip0.930000\baselineskip
Para preparar los stents que contengan un
fármaco para un ratio de polímero de 75%, se mezclaron 5 mg de
Everolimus y 33.3 \muL solución stock de PDLA. Se añadieron otros
33.3 \muL de acetona y la mezcla se disolvió. Los stents se
eliminaron del xileno y secaron de manera parecida a la indicada
anteriormente. Se dispensó una solución total de recubrimiento de
2.8 \muL se dispensó en la superficie externa de cada stent. Los
stents se secaron a temperatur ambiente y se colocaron en la
desecación por la noche. Esto resultó en un total de 212 \mug
Everolimus contenidos en 70 \mug PDLA por stent.
Los stents terminados mostraron aproximadamente
un recubrimiento de 5 micrones de espesor de Everolimus/
PDLA o un aspecto ligeramente lechoso, que fue distribuido suavemente en las superficies laterales y superior y unidos firmemente a las superficies de puntal metálico.
PDLA o un aspecto ligeramente lechoso, que fue distribuido suavemente en las superficies laterales y superior y unidos firmemente a las superficies de puntal metálico.
Según un aspecto de la presente invención, se
suministra un método para producir un stent liberador de fármacos
que tiene un cuerpo tubular expandible compuesto por filamentos
enlazados con regiones superficiales superior, lateral e interior y
un recubrimiento polimérico liberador de fármacos que contiene una
cantidad seleccionada de fármaco, dicho método comprende:
Colocar el cuerpo tubular del stent en un
mandril, de tal forma que el cuerpo esté agarrado por el mandril al
contactar con las superficies internas del cuerpo tubular, para la
rotación axial del cuerpo tubular con el mandril;
La colocación adyacente al cuerpo tubular sobre
el mandril, un tubo de descarga a través del cual una solución con
polímero-fármaco con una viscosidad entre 2 y 2000
centipoise y contenido en una reserva presurizable que comunica el
tubo puede aplicarse directamente desde el tubo hasta las regiones
de las superficies superiores de los filamentos del cuerpo del
stent, ya que el stent se gira en el mandril y se mueve axialmente
con relación al tubo de descarga; y
controlando el ritmo de movimiento del tubo de
descarga respecto de los filamentos del stent y el ritmo de
dispensación del material de la reserva a través del tubo, de forma
que la solución del polímero-fármaco se aplica en
las regiones superficiales lateral y superior del stent
únicamente.
La solución indicada anteriormente de
polímero-fármaco empleada puede incluir un
porcentaje de peso de 40-80 de un fármaco de trieno
macrocíclico en un porcentaje de peso de 20-60 de un
polímero de ácido poliláctico y el stent puede recubrirse con una
subcapa de polímero anterior a ser recubrierto con el recubrimiento
del polímero-fármaco.
El fármaco trieno macrocíclico puede tener la
forma:
donde R es H o
CH_{2}-X-OH, y X es un grupo de
alquilos de la cadena lineal o de rama que contiene de 1 a 7 átomos
de carbono. Alternativamente 15 X puede ser
CH_{2}.
El fármaco puede ser un fármaco inhibidor de la
reestenosis.
Las regiones de las superficies superiores y
laterales de los filamentos del cuerpo del stent a las cuales se
aplica la solución polímero-fármaco también pueden
estar revestidas con una subcapa polimérica.
El tubo de descarga de la presente invención
puede transportarse en un brazo móvil y el movimiento de brazo puede
estar controlado por ordenador.
Además, la segunda cada liberadora del fármaco
que contiene un segundo fármaco puede aplicarse a las superficies
interiores de los filamentos.
La deposición puede llevarse a cabo de manera
que se produzca un recubrimiento no uniforme sobre las superficies
externas del filamento del stent.
Claims (9)
1. Un método para producir un stent liberador de
fármacos (20) con un cuerpo tubular expandible compuesto por
filamentos enlazados (24, 46) con regiones con superficie superior,
lateral e interior y un recubrimiento polimérico liberador de
fármacos (32) que contiene una cantidad seleccionada de fármaco,
dicho método comprende
(a) colocar el cuerpo tubular del stent en un
mandril, de forma que el cuerpo quede agarrado por el mandril al
contactar las superficies interiores del cuerpo tubular, para la
rotación axial del cuerpo tubular con el mandril;
Caracterizado por;
(b) posicionamiento adyacente al cuerpo tubular
en el mandril, un tubo de descarga (48) a través del cual una
solución de polímero-fármaco (40) con una viscosidad
entre 2 y 2000 centipoise y contenido en una reserva presurizable
(42) comunicando con el tubo puede aplicarse directamente desde el
tubo a las regiones de la superficie superior de los filamentos del
cuerpo del stent, ya que el stent gira en el mandril y se mueve
axialmente con relación al tubo de descarga; y
(c) controla la tasa de movimiento del tubo de
descarga respecto de los filamentos del stent y el ritmo de
dispensación del material a partir de la reserva a través del tubo,
de manera que la solución polímero-fármaco se
aplique únicamente a las regiones de la superficie lateral y
superior del stent.
\vskip1.000000\baselineskip
2. El método de la reivindicación 1, en donde la
solución polímero-fármaco empleada en el paso (b)
incluye un porcentaje de peso del 40-80 de un
fármaco de trieno macrocíclico un porcentaje de peso de
20-60 de un polímero de ácido poliláctico.
3. El método de la reivindicación 2, en donde el
fármaco trieno macrocíclico tiene la forma:
donde R es H o
CH_{2}-X-OH, y X es un grupo de
alquilos de cadena lineal o de rama que contiene de 1 a 7 átomos de
carbono.
\vskip1.000000\baselineskip
4. El método de la reivindicación 3 donde X es
CH_{2}.
5. El método de cualquier reivindicación
anterior donde el fármaco es un fármaco inhibidor de
reestenosis.
6. El método de cualquier reivindicación
anterior, donde dichas regiones de superficie lateral y superior de
los filamentos del cuerpo del stent al cual se aplique la solución
polímero-fármaco está revestida con la subcapa
polimérica.
7. Un método de cualquier reivindicación
anterior, en donde dicho tubo de descarga se transporta en un brazo
móvil y el movimiento del brazo está controlado por ordenador.
8. Un método de cualquier reivindicación
anterior que incluya además la aplicación una segunda capa
liberadora de fármaco que contenga un segundo fármaco en las
superficies interiores de los filamentos.
9. Un método de cualquier reivindicación
anterior donde dicha depositación se lleve acabo de manera que se
produzca un recubrimiento no uniforme en las superficies externas
del filamento del stent.
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