ES2891974T3

ES2891974T3 - Inhibición de la absorción de plaquetas

Info

Publication number: ES2891974T3
Application number: ES18716201T
Authority: ES
Inventors: Luke David Burke; Martijn Antonius Johannes Cox; Aurelie Serrero
Original assignee: Xeltis AG
Current assignee: Xeltis AG
Priority date: 2017-03-31
Filing date: 2018-04-03
Publication date: 2022-02-01
Anticipated expiration: 2038-04-03
Also published as: EP3600467B1; JP2020510472A; JP7222049B2; JP6972152B2; EP3600467A1; WO2018178394A1; US20210177567A1; US11980535B2; US20180325646A1; US20240245498A1; CN110520166A; JP2022017400A

Abstract

Un injerto cardiovascular para reducir los efectos trombogénicos, que comprende: una estructura tubular con una pared interna hecha de una red fibrosa de compuestos supramoleculares que tienen bloques duros unidos covalentemente con bloques blandos, donde los bloques duros comprenden compuestos de 2-ureido-4[1H]- pirimidinona (UPy), donde la red fibrosa es una red fibrosa no tejida electrohilada biorreabsorbible con fibras que tienen un diámetro de fibra promedio de 1-10 μm y donde la estructura tubular tiene un diámetro interno de entre 2-8 mm, y un espesor de pared de 200-900 μm.

Description

DESCRIPCIÓN

Inhibición de la absorción de plaquetas

CAMPO DE LA INVENCIÓN

Esta invención se refiere a recubrimientos, injertos o materiales electrohilados para inhibir los efectos trombogénicos.

ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN

La enfermedad vascular que implica vasos sanguíneos con un diámetro luminal de 6 mm o menos constituye la mayoría de los casos de enfermedad que requieren intervención clínica. En muchos de estos casos, la intervención preferida es la reconstrucción vascular o la cirugía de derivación, utilizando vasos autólogos extraídos de otra parte del paciente o injertos vasculares sintéticos. Dichos injertos sintéticos están disponibles en una variedad de dimensiones y configuraciones y generalmente tienen un pequeño conjunto de polímeros médicos tales como poli(tetrafluoroetileno) (PTFE) y poli(etereftalato) (PET) en ensamblajes tejidos o dendríticos.

El modo de fallo predominantemente observado de los injertos vasculares sintéticos en el entorno clínico es la hiperplasia de la íntima progresiva en la anastomosis venosa (flujo de salida) que conduce a la reducción del flujo y la trombosis del injerto. Se cree que esto se debe a las perturbaciones en el flujo resultantes de la conexión entre el injerto y el vaso nativo, las disparidades entre las propiedades mecánicas (tal como la distensibilidad) del material del injerto y el tejido nativo, así como la naturaleza trombogénica del cuerpo extraño del material del injerto en contacto con la sangre circulante. Sin embargo, los mecanismos precisos de la trombosis siguen siendo un foco importante de los esfuerzos de investigación actuales en el campo.

La hemostasia abarca la miríada de procesos biológicos mediante los cuales se detiene el sangrado de tejidos o vasos sanguíneos dañados. Un mecanismo principal de la hemostasia es la activación y la adhesión de los trombocitos circulantes, también conocidos como plaquetas. Segundos después de la lesión del tejido, las proteínas liberadas hacen que las plaquetas se «activen», expresando estructuras adhesivas en su superficie y permitiéndoles unirse al sitio de la lesión y comenzar a formar un «tapón» para evitar una mayor pérdida de sangre. Además, las plaquetas activadas liberan más señales químicas para reclutar y activar plaquetas circulantes adicionales en un efecto de cascada; estas plaquetas pueden unirse al sitio de la lesión o a otras plaquetas activadas.

Un trombo intravascular es el resultado de una alteración patológica del proceso de hemostasia. A menudo, la activación, adhesión y agregación de plaquetas se producen dentro de un vaso debido al flujo turbulento, interacciones entre materiales extraños y plaquetas circulantes, la liberación de proteínas de señalización de las paredes de los vasos dañados, u otros. A medida que estas plaquetas se activan y, a su vez, activan plaquetas circulantes adicionales, que se adhieren al trombo en crecimiento, se produce una oclusión del vaso, lo que limita o impide por completo el flujo sanguíneo. Estas condiciones se agravan en vasos con caudales volumétricos bajos, típicamente por debajo de 600 ml/min. Esto se debe a que las plaquetas circulantes permanecen en las proximidades del trombo en crecimiento durante más tiempo, así como a las tensiones de cizallamiento reducidas en las plaquetas adheridas debido a la reducción del flujo, lo que reduce la posibilidad de que se eliminen las plaquetas activadas.

La patente WO 2016/120456 A1 describe polímeros de mezcla supramoleculares que comprenden bid-urea usados para formar injertos protésicos con efecto antitrombótico.

La presente invención avanza en la técnica proporcionando injertos vasculares con una trombogenicidad muy reducida.

RESUMEN DE LA INVENCIÓN

Se proporciona un injerto cardiovascular para reducir los efectos trombogénicos para aplicaciones como un injerto de derivación coronaria o un injerto arteriovenoso para el acceso de diálisis. El injerto cardiovascular tiene una estructura tubular con una pared interna hecha de una red fibrosa de compuestos supramoleculares que tienen bloques duros unidos covalentemente con bloques blandos. Los bloques duros tienen compuestos de 2-ureido-4[1H]-pirimidinona (UPy). Los bloques duros podrían incluir además extensores de cadena en un intervalo de 1 a 5, o incluso más preferentemente de 1,5 a 3, para los extensores de cadena sobre los compuestos de UPy. Los bloques blandos son un poliéster biodegradable, poliuretano, policarbonato, poli(orto)éster, polifosfoéster, polianhídrido, polifosfaceno, polihidroxialcanoato, alcohol polivinílico, fumarato de polipropileno o cualquier combinación de los mismos. El peso molecular del bloque blando varía entre 500 y 3000 Da.

La red fibrosa es una red fibrosa no tejida electrohilada biorreabsorbible con fibras que tienen un diámetro de fibra promedio de 1-10 micrómetros. La estructura tubular tiene un diámetro interno de entre 2-8 mm y un espesor de pared de 200-900 pm.

En una variación de la realización, la pared interna tiene un espesor de al menos 20 micrómetros y poros con un tamaño de poro promedio de entre 5 y 10 micrómetros. En otra variación de la realización, la pared interna tiene poros con un tamaño de poro promedio de entre 5 y 8 micrómetros y una porosidad promedio que varía del 50 al 80 %.

En otra variación más de la realización, la estructura tubular tiene un diámetro interno de entre 3-6 mm y un espesor de pared de 200-800 pm.

En otra variación más de la realización, la estructura tubular tiene un diámetro interno de entre 4-8 mm y un espesor de pared de 300-900 pm.

En otra variación más de la realización, la estructura tubular tiene un diámetro interno de 5 mm o menos.

En otra variación más de la realización, las fibras tienen un diámetro de fibra promedio de 4-8 pm.

En otra variación más de la realización, la capa interna del injerto es hidrófoba, con un ángulo de contacto con el agua de entre 110 y 140 grados.

En otra variación más de la realización, la estructura tubular tiene una pared externa reforzada por una estructura trenzada, hebras poliméricas, compuestos o una combinación de los mismos para proporcionar resistencia para evitar el colapso del injerto cardiovascular.

En otra variación más de la realización, el injerto cardiovascular podría incluir un inhibidor de aiibp3.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS

Las figuras 1A-C muestran, según una realización de ejemplo de la invención, imágenes SEM (aumento de 10.000 veces) de la adherencia y activación de plaquetas en fibras electrohiladas de polímeros supramoleculares (SP) micrométricas y submicrométricas en comparación con no tejidas de PTFE. La figura 1A muestra una vista a gran aumento del comportamiento de adhesión y dispersión de las plaquetas en fibras de SP electrohiladas con un diámetro promedio de 4-6 pm. La figura 1B muestra una vista a gran aumento del comportamiento de adhesión y dispersión de las plaquetas en fibras de SP electrohiladas con un diámetro promedio de <1 pm. La figura 1C muestra una vista a gran aumento del comportamiento de adhesión y dispersión de las plaquetas en fibras de PTFE no tejidas con un diámetro promedio de <1 pm.

Las figuras 2A-C muestran, según una realización de ejemplo de la invención, la dispersión de plaquetas en fibras de SP micrométricas y submicrométricas en comparación con no tejidas de PTFE La figura 2A muestra una vista de bajo aumento del comportamiento de dispersión de las plaquetas en fibras de SP electrohiladas con un diámetro promedio de 4-6 pm La figura 2B muestra una vista de bajo aumento del comportamiento de dispersión de las plaquetas en fibras de SP electrohiladas con un diámetro promedio de <1 pm, y la figura 2C muestra una vista de bajo aumento del comportamiento de dispersión de las plaquetas en fibras de PTFE no tejidas con un diámetro promedio de <1 pm.

Las figuras 3A-D muestran, según una realización de ejemplo de la invención, un procedimiento de análisis de la porosidad superficial en materiales de prueba después de la perfusión sanguínea. (Figura 3A) Imagen SEM original (Figura 3B) Imagen de contraste mejorado recortada de la «figura 3A» (Figura 3C) Imagen binaria generada a partir de la «figura 3B» (Figura 3D) Umbral automatizado de ImageJ para dar como resultado píxeles absolutos en blanco/negro a partir de la «figura 3C» que muestran una porosidad total del 27,35 %.

La figura 4 muestra, según una realización de ejemplo de la invención, la disminución de la porosidad observada bajo SEM para los materiales de prueba después de la perfusión sanguínea debido a la agregación/dispersión plaquetaria, expresada como un porcentaje de la porosidad inicial

La figura 5 muestra, según una realización de ejemplo de la invención, la detección de aiibp3 activado en sangre perfundida de superficies de prueba.

La figura 6 muestra, según una realización de ejemplo de la invención, imágenes SEM a diversos aumentos de la adherencia plaquetaria al material de SP electrohilado y materiales no tejidos de PTFE con y sin la adición de abciximab.

Las figuras 7A-C muestran, según una realización de ejemplo de la invención, imágenes SEM (250 veces) en aumento de muestras extraídas de animales medicados con figura 7A) Heparina figura 7B) Heparina y Aspirina, y figura 7C) Heparina, Aspirina y Plavix.

Las figuras 8A-C muestran, según una realización de ejemplo de la invención, una angiografía de injertos de interposición carotídea de 6 mm (figuras 8A-B) y 7 mm (figura 8C) después de 6 meses de implantación, las flechas indican anastomosis distal (superior) y proximal (inferior).

La figura 9 muestra, según una realización de ejemplo de la invención, el diámetro interno del injerto, medido inmediatamente antes de la anastomosis distal, para injertos de interposición carotídea de 6 y 7 mm durante 36 semanas.

La figura 10 muestra, según una realización de ejemplo de la invención, datos de infusión creciente frente al tamaño de poro en un injerto de diámetro pequeño, lo que muestra que la mayoría de los poros varían entre 5 y 10 micrómetros de tamaño. El tamaño de poro promedio de los injertos cardiovasculares según esta invención es diferente del observado o deseado para las válvulas pulmonares.

La figura 11 muestra, según una realización de ejemplo que la alineación de fibras permite el aumento de la resistencia a la fatiga, expresada como el número de ciclos hasta el fallo en un medidor de desgaste acelerado (AWT, por sus siglas en inglés) para una válvula de polímero supramolecular en condiciones aórticas según la Norma ISO 5840.

DESCRIPCIÓN DETALLADA

La invención se refiere a un injerto cardiovascular con trombogenicidad muy reducida al tener una malla electrohilada producida a partir de polímeros supramoleculares (SP). Preferentemente, el injerto vascular es una malla no tejida y/o fibras de gran diámetro.

Con el diseño del injerto cardiovascular, como se define infra, los inventores han demostrado y describen en esta invención un comportamiento plaquetario inesperado en injertos vasculares producidos a partir de SP. Se observaron la activación y adhesión de plaquetas sin dispersión, agregación o formación de filopodios significativas, en marcado contraste con los materiales «biocompatibles» ampliamente disponibles, tales como PTFE. Estos resultados demuestran que el material es ideal para injertos de pequeño diámetro donde la trombosis y/o la estenosis es una preocupación clave. Además, los materiales de SP empleados son bioabsorbibles y permiten la infiltración y el recrecimiento de tejidos. Esto asegura que el riesgo de remodelación a largo plazo, la formación de neoíntima y la respuesta inflamatoria continua que conduce a la estenosis del vaso se mitiga en gran medida.

Definición de injerto cardiovascular para inhibir los efectos trombogénicos

El injerto cardiovascular para reducir los efectos trombogénicos se define por una estructura tubular con una pared interna hecha de una red fibrosa de compuestos supramoleculares que tienen bloques duros unidos covalentemente con bloques blandos. Los bloques duros comprenden compuestos de 2-ureido-4[1H]-pirimidinona (UPy). La red fibrosa es una red fibrosa no tejida electrohilada biorreabsorbible con fibras que tienen un diámetro de fibra promedio de 1-10 micrómetros. La estructura tubular tiene un diámetro interno de entre 2-8 mm y un espesor de pared de 200-900 micrómetros. Las variaciones del injerto cardiovascular pueden definirse por los siguientes aspectos estructurales, ya sea de forma individual o en cualquier combinación, en su caso, de los mismos:

• Una pared interna con un espesor de al menos 20 micrómetros y poros con un tamaño de poro promedio de entre 5 y 10 micrómetros.

• Una pared interna con poros que tienen un tamaño de poro promedio de entre 5 y 8 micrómetros y una porosidad promedio que varía del 50 al 80 %.

• Una estructura tubular con un diámetro interno de entre 3-6 mm y un espesor de pared de 200-800 pm.

• Una estructura tubular con un diámetro interno de entre 4-8 mm y un espesor de pared de 300-900 pm.

• Una estructura tubular con un diámetro interno de 5 mm o menos.

• Fibras con un diámetro de fibra promedio de 4-8 pm.

• Bloques blandos que comprenden un poliéster biodegradable, poliuretano, policarbonato, poli(orto)éster, polifosfoéster, polianhídrido, polifosfaceno, polihidroxialcanoato, alcohol polivinílico, fumarato de polipropileno o cualquier combinación de los mismos.

• Bloques blandos con un peso molecular que varía entre 500 y 3000 Da.

• Bloques duros que comprenden extensores de cadena en un intervalo de 1 a 5, o incluso más preferentemente de 1,5 a 3, para los extensores de cadena sobre los compuestos de UPy.

• La capa interna del injerto es hidrófoba, con un ángulo de contacto con el agua de entre 110 y 140 grados.

• El injerto cardiovascular es un injerto de derivación coronaria o un injerto arteriovenoso para el acceso de diálisis.

• La estructura tubular tiene una pared externa reforzada por una estructura trenzada, hebras poliméricas, compuestos o una combinación de los mismos para proporcionar resistencia para evitar el colapso del injerto cardiovascular.

• El injerto cardiovascular comprende un inhibidor de aiibp3, que pronuncia aún más el efecto no trombogénico. El polímero supramolecular (SP) al que se hace referencia en esta invención puede comprender el motivo de unión a hidrógeno cuádruple de ureido-pirimidinona (UPy) y una cadena principal polimérica, por ejemplo, seleccionada del grupo de poliésteres, poliuretanos, policarbonatos, poli(ortoésteres), polifosfoésteres, polianhídridos, polifosfacenos, polihidroxialcanoatos, alcohol polivinílico, fumarato de polipropileno biodegradables. Los ejemplos de poliésteres son policaprolactona, poli(L-lactida), poli(DL-lactida), poli(valerolactona), poliglicólido, polidioxanona y sus copoliésteres. Los ejemplos de policarbonatos son poli(trimetilencarbonato), poli(dimetiltrimetilencarbonato), poli(hexametilencarbonato).

La misma adhesión reducida de plaquetas puede producirse junto con polímeros no supramoleculares alternativos, si las propiedades se seleccionan cuidadosamente y el material se procesa para asegurar las características de superficie requeridas. Estos polímeros pueden ser poliésteres, poliuretanos, policarbonatos, poli(ortoésteres), polifosfoésteres, polianhídridos, polifosfacenos, polihidroxialcanoatos, alcohol polivinílico, fumarato de polipropileno biodegradables o no biodegradables. Los ejemplos de poliésteres son policaprolactona, poli(L-lactida), poli(DL-lactida), poli(valerolactona), poliglicólido, polidioxanona y sus copoliésteres. Los ejemplos de policarbonatos son poli(trimetilencarbonato), poli(dimetiltrimetilencarbonato), poli(hexametilencarbonato).

Además, la morfología de la superficie luminal del injerto desempeña una función importante en las propiedades trombogénicas. Los experimentos realizados in vitro con sangre humana revelan que el diámetro de la fibra de la malla no tejida es clave, prefiriéndose las fibras de mayor diámetro de 4-8 pm a las fibras más pequeñas.

Agregación de plaquetas en armazones hechos de polímero supramolecular

Se recubrieron muestras de materiales de SP electrohilados con diversas morfologías superficiales sobre láminas de PET recubiertas con óxido de indio y estaño (ITO). Estas muestras se expusieron mediante una celda de flujo de velocidad de cizallamiento constante a una perfusión de sangre humana que contenía citrato al 3,2 % para inhibir la activación de la trombina, lo que permitió investigar específicamente el comportamiento de las plaquetas. Después de 30 minutos de perfusión, se retiró la celda de flujo y la superficie del material se fijó usando deshidratación con etanol y se caracterizó mediante microscopía electrónica de barrido (SEM). Los controles negativos se realizaron en una lámina de PET-ITO pura y no mostraron una adherencia plaquetaria significativa. Los controles positivos se realizaron en PET-ITO recubierto de colágeno y mostraron una formación significativa de grupos de plaquetas. Todos los experimentos se realizaron por triplicado, con múltiples donantes de sangre sanos.

Las mallas de SP electrohiladas mostraron una actividad plaquetaria significativamente reducida en comparación con los materiales no tejidos de PTFE disponibles en el mercado. Este efecto fue más claro en las fibras de mayor diámetro, sin embargo, la reducción de la dispersión también fue evidente en las fibras submicrométricas, con una morfología similar a la de los no tejidas de PTFe . Las imágenes SEM de la adherencia plaquetaria a las fibras de SP y PTFE no tejidas se muestran a gran aumento (10.000 veces). Se observa claramente la adherencia plaquetaria a las fibras y la activación, sin embargo, la agregación y la dispersión de las plaquetas se reduce significativamente en comparación con las no tejidas de PTFE. También se muestran imágenes SEM de menor aumento (1000 veces) de todos los sustratos, lo que demuestra la reducción en la dispersión y agregación de plaquetas en un área mayor. Las fibras electrohiladas a base de UPy muestran una disminución de la dispersión y agregación de plaquetas en la sangre humana en comparación con los materiales biocompatibles disponibles en el mercado con una morfología similar. El comportamiento de las plaquetas observado es inusual y muy relevante para los dispositivos bioabsorbibles que pretenden lograr la remodelación tisular. La presencia de un recubrimiento plaquetario activado provoca posteriores fases de remodelación y reepitelización. Sin embargo, la presencia de una capa activa de plaquetas suele ir acompañada de una respuesta trombogénica grave, lo que conduce a una rápida oclusión de conductos de pequeño diámetro compuestos por materiales sintéticos. Por lo tanto, la respuesta plaquetaria demostrada representa una situación ideal para la formación de neotejidos sobre un sustrato bioabsorbible, lo que en teoría da como resultado una superficie biológica totalmente no trombogénica. Además, la naturaleza de la química supramolecular permite cierto grado de flexibilidad en las propiedades mecánicas de los polímeros sintetizados, lo que permite una mayor sintonización de las propiedades del dispositivo para mejorar aún más la respuesta sanguínea.

La cuantificación de la cobertura de la superficie de los hemoderivados en los materiales de prueba se basó en el análisis de la disminución de la porosidad total de las superficies observada con SEM. El análisis se realizó usando el software ImageJ, cuyas etapas se describen en las figuras 3A-D. En resumen, la imagen SEM se prepara a través del recorte y la mejora del contraste y la conversión en una imagen binaria (que contiene solo píxeles en blanco o negro". A continuación, esta imagen binaria se analiza a través de la función «Umbral» de ImageJ, que cuenta el número total de píxeles de color negro en la imagen. Este proceso se realiza en tres imágenes ^sE^mcaracterísticas de la superficie de la muestra antes de la perfusión sanguínea, y se reportan imágenes SEM de la superficie después de la perfusión sanguínea y el cambio en la porosidad. La figura 4 muestra la disminución de la porosidad debido a la cobertura de la superficie por hemoderivados para todas las muestras de material después de la perfusión sobre la superficie.

Además de los experimentos de flujo sanguíneo usando sangre humana desactivada con trombina, se realizaron experimentos estáticos usando sangre entera. En estos experimentos, se colocó sangre de donantes sanos en placas de 96 pocilios junto con una muestra de material de prueba. Las cámaras de muestra se incubaron durante 20 minutos a 37 grados Celsius en una incubadora con agitación antes de extraer la sangre con una pipeta y caracterizarla mediante citometría de flujo.

Estos experimentos mostraron una reducción inesperada de hasta el 50 % de la adhesión celular para la glucoproteína anbp3 en sangre incubada con material de SP electrohilado en comparación con las muestras de sangre efundidas de PTFE no tejido, una reducción no observada para otra glucoproteína de adhesión, P-selectina (figura 5).

Inhibición altamente eficaz de la adherencia plaquetaria a fibras de polímero supramolecular por inactivación de la integrina aiibP3

Basándose en los resultados que surgen a partir de la citometría de experimentos de sangre entera en diversas muestras, se planteó la hipótesis de que la activación plaquetaria y la adherencia a fibras de SP electrohiladas dependían en gran medida y específicamente de la integrina, anbp3.

Para confirmar el mecanismo de adherencia, se añadió el fármaco Abciximab (ReoPro), un inhibidor de anbp3, a sangre citratada sana en una dosis clínicamente relevante de 10 pg/ml. Posteriormente, se perfundió sangre sobre un material de muestra de material de SP no tejido electrohilado con un diámetro de fibra de 4-6 pm usando una celda de flujo de velocidad de cizallamiento controlada durante 30 minutos, así como una muestra de PTFE no tejido. Después del flujo, la muestra se fijó y se obtuvieron imágenes mediante microscopía electrónica de barrido, lo que permitió la visualización directa de la adherencia plaquetaria. La adición de Abciximab (ReoPro) dio como resultado una adhesión plaquetaria muy disminuida en comparación con el control (figura 6). Además, el efecto fue enormemente exagerado en comparación con el material fibroso no tejido de PTFE. Se cree que la capacidad de inhibir casi totalmente la adhesión plaquetaria a un material polimérico sintético (XP) con un solo medicamento clínicamente disponible (ReoPro) en dosis fisiológicamente relevantes es un hallazgo novedoso, con aplicaciones en una variedad de aplicaciones de contacto con la sangre.

El número de plaquetas absorbidas para los materiales de prueba contados a partir de las imágenes SEM anteriores mostró una reducción del 97 % para el material de SP electrohilado (226 a 6) después de la adición de abciximab, en comparación con el 78 % (236 a 51) en no tejido de PTFE. Basándose en la aparente eficacia específica de Abciximab como inhibidor de la absorción plaquetaria para materiales de SP electrohilados, así como los datos presentados anteriormente sobre los niveles de glucoproteína Ilb/IIIa después de la perfusión, pruebas de trombogenicidad in vitro, se propone que cualquier agente quimioterapéutico antiplaquetario con un mecanismo de acción dirigida a la inhibición de la glucoproteína Ilb/IIIa tendrá un efecto igualmente exagerado sobre los materiales de SP electrohilados. El mecanismo de este efecto exagerado no está claro, y se supone que está impulsado por una diferencia en la densidad de carga superficial aparente y/o la hidrofobicidad asociada del material de SP electrohilado. Se sabe que la densidad de carga superficial, o la carga eléctrica poseída por área unitaria de superficie del material, efectúa la unión de proteínas. Este efecto surge debido a la distribución de carga dentro de estas proteínas que conduce a un efecto de atracción/repulsión de superficies cargadas de manera desigual/similar, respectivamente. Además, es probable que los materiales que muestran un grado significativo de rugosidad superficial exageren o agraven aún más este efecto, ya que la densidad de carga total aumenta en áreas de curvatura tales como protuberancias a microescala de una superficie plana, así como la rugosidad a nanoescala de estas superficies y protuberancias. Tal efecto de la carga superficial sobre la activación plaquetaria se establece en la bibliografía para polímeros sintéticos dendríticos (Dobrovolskaia et al, 2012 Nanoparticle size and surface charge determine effects of PAMAM dendrimers on human platelets in vitro. Molecular pharmaceutics. 2012;9(3):382-393. doi:10.1021/mp200463e).

Además, se conoce la inclusión de agentes quimioterapéuticos, tales como abciximab, en fibras electrohiladas y recubrimientos poliméricos (documento US20100280594). Debido a la aparente interacción específica entre los materiales de SP electrohilados y los inhibidores de la glucoproteína IIb/IIIa, particularmente abciximab, se puede lograr un efecto antitrombótico altamente eficaz a través de este procedimiento. Se espera que la combinación de construcciones supramoleculares electrohiladas bioabsorbibles con abciximab u otros compuestos dirigidos a la inhibición de la glucoproteína IIb/IIIa sea especialmente beneficiosa porque la combinación puede permitir la regeneración del tejido propio del cuerpo en aplicaciones tales como injertos de derivación coronaria, para los cuales esto no era posible anteriormente. Se prevé que sean también posibles otros procedimientos de inclusión de dichos productos quimioterapéuticos, incluyendo, pero sin limitación, la incorporación en el material de fibra electrohilado, ya sea covalentemente o bien, absorbido en la superficie de la fibra o incluido en un material portador revestido sobre la superficie no tejida. Otra posibilidad más sería administrar dichos productos quimioterapéuticos, ya sea por vía oral, intravenosa o de otro modo. Esto podría hacerse antes, durante o después del implante del injerto cardiovascular.

Función de las plaquetas en la oclusión trombótica de injertos de pequeño diámetro de material de polímero supramolecular (SP) electrohilado en modelos de animales grandes

Para demostrar la función de las plaquetas en la oclusión trombótica de injertos de pequeño diámetro de material de SP electrohilado in vivo, se implantaron injertos de 4 mm como injerto de derivación coronaria en un modelo ovino con diferentes estrategias de medicación dirigidas a la inhibición plaquetaria. Se espera que la combinación de caudales relativamente bajos (generalmente <120 ml/min), trayectorias de injerto curvadas y diámetros pequeños presente el peor de los casos para los injertos sintéticos, lo que permite que la eficacia de los tratamientos antiplaquetarios in vivo se evalúe de forma crítica.

Antes de la cirugía, los animales se medicaron usando combinaciones de heparina, heparina-aspirina y heparinaaspirina-Plavix. Dado que la heparina es un inhibidor bien establecido de la vía de coagulación impulsada por la trombina, toda respuesta de coagulación observada puede considerarse provocada por las plaquetas. Tanto la aspirina como Plavix actúan sobre la activación plaquetaria secundaria, es decir, la capacidad de las plaquetas activadas para activar más plaquetas circulantes, siendo Plavix un agente más potente. Los injertos se implantaron durante 4 horas antes de la explantación, la fijación y la caracterización mediante histología y SEM. Como puede verse en la figura 7, el uso de un aumento de la terapia de inhibición plaquetaria dio como resultado una reducción significativa en la formación de trombos en la superficie no tejida del injerto. Estos resultados indican que la activación y agregación plaquetarias son los mecanismos predominantes de la trombogénesis in vivo.

Respuesta trombótica a largo plazo de injertos de pequeño diámetro de material de SP electrohilado en modelos de animales grandes

Para demostrar la respuesta trombogénica a largo plazo de injertos de pequeño diámetro que comprendían materiales de SP electrohilados, se implantaron injertos de 6 y 7 mm como interposiciones de arteria carótida en un modelo ovino (n = 4 y n = 2, respectivamente). La permeabilidad del injerto se evaluó inmediatamente después del implante mediante angiografía y ecografía, y posteriormente mediante ecografía los días 0, 7, 14, 21 y 28, y posteriormente una vez al mes. Se evaluaron las secciones proximales, distales y medias de los injertos para determinar los cambios en el diámetro del lumen durante este tiempo. La mitad de los animales de prueba se sacrificaron y los injertos se extrajeron en el punto temporal de 6 meses para su caracterización histológica general, y se planeó el sacrificio de los animales restantes y su explantación a los 12 meses.

Los animales se medicaron comenzando en el momento de la cirugía con 0,4 ml de enoxaparina «Lovenox®» (heparina de bajo peso molecular) dos veces al día durante 90 días, así como con 125 mg de aspirina una vez al día hasta el sacrificio.

Como puede verse en la figura 8, la angiografía mostró una buena permeabilidad de los injertos antes de la explantación en el punto temporal de 6 meses. La figura 9 muestra el diámetro de la anastomosis distal (más propensa a la oclusión trombótica) en el transcurso del estudio de los datos.

Método de fabricación de un polímero supramolecular

En una realización de ejemplo, podría prepararse un polímero supramolecular usando una de las recetas descritas en la Solicitud Provisional de EE. UU. 62/611431, presentada el 28 de diciembre de 2017.

Según estas recetas, los compuestos supramoleculares se definen como bloques duros unidos covalentemente con bloques blandos. Los bloques duros se basan en restos de UPy. El bloque blando es la cadena principal de los compuestos supramoleculares. Se usó policarbonato (PC) ya que mostró sorprendentemente un beneficio para los propósitos y objetivos de esta invención, especialmente en comparación con la policaprolactona. La relación entre el bloque blando y el bloque duro influye en las propiedades del material. En esta invención, se describe que las relaciones de los componentes dentro de la sección de bloque duro tienen un impacto tremendo en propiedades tales como la durabilidad. Aquí se describe una combinación específica de relaciones dentro del bloque duro y la longitud del polímero usado para formar un bloque blando que conduce a propiedades mecánicas mejoradas (durabilidad). Específicamente, el policarbonato con un intervalo de peso molecular de 500-2000 Da proporciona una mayor durabilidad y una menor fatiga en comparación con, por ejemplo, la policaprolactona. El bloque duro está compuesto por el componente Upy, un diisocianato y un extensor de cadena. La relación (R) dentro de los bloques duros para compuestos de 2-ureido-4[1H]-pirimidinona (UPy) y extensores de cadena en un intervalo de 1,5 a 3 para los extensores de cadena sobre los compuestos de UPy.

Síntesis de polímeros supramoleculares

Polímero PCL - XP1

Se disolvieron policaprolactona terminada en hidroxi telequélico con un peso molecular de 800 g/mol (30,0 g, 37,5 mmol, secado al vacío), 1,6-hexanodiol (4,4 g, 37 mmol) y monómero de UPy (6,3 g, 37 mmol) en DMSO seco (105 ml) a 80 °C. A esta mezcla de reacción se le añadió diisocianato de hexametileno (18,8 g, 111,5 mmol) mientras se agitaba seguido de la adición de una gota de dioctoato de estaño. Esta mezcla de reacción se agitó durante la noche a 80 °C. Al día siguiente, la mezcla de reacción se enfrió a 25 °C y su viscosidad se redujo mediante la adición de DMSO adicional para precipitar la mezcla en agua. El polímero se recogió en forma de un sólido elástico de color blanco, se redisolvió en cloroformo/metanol (7/3 v/v) y se volvió a precipitar en un exceso de metanol. Esto dio como resultado un sólido elástico transparente después del secado al vacío a 50 °C. SEC (THF, estándares PS): Mn = 13 kg/mol, D = 1,6. Véase también el documento WO2014185779.

Polímero de PC

Se sintetizaron polímeros fabricados con policarbonatos con un peso molecular que varía de 500 a 3000 g/mol de manera similar a XP1. Los cambios se realizaron dependiendo de la longitud del policarbonato y la relación deseada entre los componentes. La relación molar se puede expresar de la siguiente manera. A. El (policarbonato) se fija en 1. B. El (extensor de cadena) varía entre 0 y 3, D el (Upy) de 0,3 a 2 y C es siempre igual a 0,8 a 1,2 veces la cantidad molar total de A más B más D. La relación molar B/D se indica R. La Tabla 1 proporciona una lista no exhaustiva de ejemplos de polímeros supramoleculares obtenidos según las instrucciones mencionadas anteriormente.

TABLA 1: Lista de material

Una característica que puede influir, por ejemplo, en la durabilidad es la alineación de las fibras dentro del armazón. La alineación preferida de las fibras es circunferencial en torno a un eje imaginario del implante donde el eje apunta en la dirección del flujo sanguíneo en el caso de un implante tubular. Se puede ver claramente que la alineación permite el aumento de la resistencia a la fatiga de la figura 11. La alineación, definida como la relación de rigidez elástica lineal entre la dirección preferida de la fibra y la perpendicular a la dirección preferida de la fibra, se varió hasta 8:1. Mientras que el ejemplo de la figura 11 se basa en la comparación de la alineación en una válvula cardíaca de polímero supramolecular electrohilado, se prevé que se aplique el mismo principio a los injertos cardiovasculares.

Información complementaria

1. Intervalos (enfoque de durabilidad)

• La relación R varió de 0 a 3. Se obtuvo un comportamiento de resistencia a la fatiga mejorado/mejor para una relación superior a 1,5.

• La longitud del PC varió de 500 a 3000 g/mol. Se obtuvo un comportamiento de resistencia a la fatiga mejorado/mejor para una longitud del PC de 1000.

• La relación en masa del extensor de cadena varió de 0 a 15. Se obtuvo un comportamiento de resistencia a la fatiga mejorado/mejor para una relación de HD más alta (por encima del 9 % en peso).

2. Estructura del armazón

• El espesor puede variar entre unos pocos pm a mm, pero el espesor preferido está entre 200 y 800 pm e incluso es preferible entre 250 y 550 (un promedio de 300 y 500 proporciona buenos resultados).

• Se pueden obtener diámetros de fibra en un amplio intervalo de 1 pm a 20 pm. Preferentemente, se trabaja en el intervalo de 3-15 pm e incluso más preferentemente en el intervalo de 4-10 pm.

• La alineación de las fibras es otro parámetro que mejora la durabilidad, especialmente cuando el electrohilado no está guiado, lo que da como resultado una distribución aleatoria en una organización 1:2 (circunferencial: axial) (lo que significa que la rigidez en la dirección axial es el doble que en la dirección circunferencial). Las fibras se pueden alinear con una relación de infinito: 1 a 1:2. Es preferible trabajar con una relación entre 2:1 a 8:1 ya que proporcionan una buena mejora en la durabilidad.

• Tamaño de los poros: El material de la matriz comprende poros que tienen un diámetro que varía de 1-300 micrómetros y, preferentemente, que varía de 5-100 micrómetros.

• Porosidad: El material de la matriz comprende una red fibrosa y tiene una porosidad de entre el 50 % y el 80 %.

Método de fabricación del injerto cardiovascular

En una realización de ejemplo para hacer el injerto cardiovascular, se disuelve un material de polímero supramolecular (SP), por ejemplo obtenido como en una de las recetas infra, a una concentración del 11,5 % en peso en una mezcla de disolventes de cloroformo y hexafluoroisopropanol. Esta solución se suministra a través de una bomba de jeringa a una aguja de acero inoxidable de punta roma mantenida a una tensión eléctrica de entre 5 y 10 kilovoltios, lo que da como resultado un chorro de trepidación impulsado electrostáticamente.

Este chorro es atraído por un colector cilíndrico cargado a una tensión negativa de entre 1 y 4 kilovoltios, lo que da como resultado la formación de un recubrimiento fibroso no tejido altamente poroso. Después de depositar un espesor de 0,5 mm de material polimérico electrohilado, la extracción del dispositivo colector se logra a través de la separación con una espátula de punta blanda, lo que da como resultado un injerto tubular electrohilado con un espesor de pared de 0,5 mm

Conclusión

Los datos descritos en esta invención demuestran un efecto inesperado del injerto cardiovascular de esta invención sobre la activación, adherencia y dispersión de las plaquetas. Se demuestra una reducción cuantificable en la formación de trombos provocados por plaquetas en el injerto cardiovascular en comparación con los polímeros sintéticos biocompatibles conocidos (por ejemplo, la figura 4: Reducción de la porosidad del 27 % para materiales de SP electrohilados y del 59 % para PTFE). Además, se presenta la dependencia previamente desconocida e inesperada de una proteína de adhesión celular singular, la glucoproteína IIb/IIIa. Se supone que la base de esta interacción inesperada es el resultado de la carga superficial de las fibras electrohiladas de SP. Esta dependencia de la adhesión plaquetaria de una glucoproteína particular permite que la trombosis provocada por plaquetas se vea fuertemente influenciada por un solo agente quimioterapéutico, en contraste con los polímeros sintéticos biocompatibles conocidos tales como PTFE, que requieren un espectro más amplio de inhibición de las moléculas de adhesión celular. Se propone la incorporación o absorción superficial de dichos productos quimioterapéuticos con fibras electrohiladas de material de SP para proporcionar una inhibición plaquetaria altamente eficaz y específica del sitio en espera de una investigación adicional.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un injerto cardiovascular para reducir los efectos trombogénicos, que comprende: una estructura tubular con una pared interna hecha de una red fibrosa de compuestos supramoleculares que tienen bloques duros unidos covalentemente con bloques blandos, donde los bloques duros comprenden compuestos de 2-ureido-4[1H]-pirimidinona (UPy), donde la red fibrosa es una red fibrosa no tejida electrohilada biorreabsorbible con fibras que tienen un diámetro de fibra promedio de 1-10 pm y donde la estructura tubular tiene un diámetro interno de entre 2-8 mm, y un espesor de pared de 200-900 pm.

2. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde la pared interna tiene un espesor de al menos 20 micrómetros y tiene poros con un tamaño de poro promedio de entre 5 y 10 micrómetros.

3. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde la pared interna tiene poros con un tamaño de poro promedio de entre 5 y 8 micrómetros y una porosidad promedio que varía del 50 al 80 %.

4. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde la estructura tubular tiene un diámetro interno de entre 3 6 mm y un espesor de pared de 200-800 pm.

5. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde la estructura tubular tiene un diámetro interno de entre 4 8 mm y un espesor de pared de 300-900 pm.

6. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde la estructura tubular tiene un diámetro interno de 5 mm o menos.

7. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde las fibras tienen un diámetro de fibra promedio de 4-8 pm.

8. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde los bloques blandos comprenden un poliéster biodegradable, poliuretano, policarbonato, poli(orto)éster, polifosfoéster, polianhíd rido, polifosfaceno, polihidroxialcanoato, alcohol polivinílico, fumarato de polipropileno o cualquier combinación de los mismos.

9. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde el peso molecular del bloque blando varía entre 500 y 3000 Da.

10. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde los bloques duros comprenden además extensores de cadena en un intervalo de 1 a 5 para los extensores de cadena sobre los compuestos de UPy.

11. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde la capa interna del injerto es hidrófoba, con un ángulo de contacto con el agua de entre 110 y 140 grados.

12. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde el injerto cardiovascular es un injerto de derivación coronaria.

13. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde el injerto cardiovascular es un injerto arteriovenoso para acceso de diálisis.

14. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, donde la estructura tubular tiene una pared externa reforzada por una estructura trenzada, hebras poliméricas, compuestos o una combinación de los mismos para proporcionar resistencia para evitar el colapso del injerto cardiovascular.

15. El injerto cardiovascular según la reivindicación 1, que comprende además un inhibidor de aIIbp3.