PL231176B1 - Sposób wytwarzania wielowarstwowej polimerowej powłoki ochronnej materiałów implantacyjnych z funkcją kontrolowanego uwalniania leków - Google Patents

Description

Opis wynalazku

Przedmiotem wynalazku jest sposób wytwarzania wielowarstwowej powłoki z funkcją kontrolowanego uwalniania leków, przeznaczonej do funkcjonalizowania materiałów implantacyjnych.

Zarówno w Polsce, jak i na całym świecie, obserwuje się dynamiczny wzrost zapotrzebowania na materiały implantacyjne. Związane jest to z szeregiem czynników: starzeniem się społeczeństwa, chęcią utrzymania komfortu życia, zwiększoną liczbą wypadków komunikacyjnych i rozwojem cywilizacyjnym. Istotny wzrost zapotrzebowania obserwuje się w szczególności dla implantów metalowych, które w skuteczny sposób przejmują zadania uszkodzonych kości i pozwalają na prawidłowe funkcjonowanie pacjentów w życiu codziennym. Z dostępnych danych wynika, że w Polsce przeprowadza się ok. 25 tys. wstawień endoprotezy stawu biodrowego, 13 tys. operacji kręgosłupa z zastosowaniem implantów i 13 tys. artroskopii z użyciem implantów mocujących.

Najpopularniejszymi stopami metali stosowanymi w ortopedii są stal nierdzewna, TiAIV, NiTi, które w swoim składzie zawierają metale ciężkie, a nawet o działaniu toksycznym. Ze względu na warunki panujące w organizmie, sprzyjające korozji 36.6°C, środowisko płynów fizjologicznych o składzie podobnym do wody morskiej, a zatem o dużej sile jonowej) (Injury 27 (1996) S/C16), powierzchnia implantów ulega powolnemu niszczeniu, a jony metali ciężkich przedostają się do organizmu w ilości sięgającej nawet 10 gL/mL/tydzień (Corros. Sci 51 (2009) 1157). Wartość ta może być szkodliwa dla pacjenta prowadząc do szeregu schorzeń, a nawet nowotworów (Mater. Sci. Eng. C, 24 (2004) (745). Negatywne działanie uwalnianych metali na organizm ludzki jest ciągle przedmiotem licznych badań.

Zabiegi implantacji są skomplikowane i związane z ryzykiem odrzucenia przez organizm, ze względu na szereg złożonych procesów na granicy implant-tkanka (J Pharm Sci, 97 (2008) 2892). Najczęstszymi powikłaniami po operacji są wydłużony stan zapalny, utrzymujący się przez około 3 tygodnie i infekcja (Biomol. Eng, 19 (2002) 211). Pacjent przyjmuje wtedy doustnie i domięśniowo szereg różnego rodzaju leków działających przeciwzapalnie i przeciwinfekcyjnie. Z tego powodu brane jest również pod uwagę rozwiązanie polegające na kontrolowanym, domiejscowym uwalnianiu leku z powierzchni wstawionego implantu, które niesie ze sobą szereg korzyści dla pacjenta. Najważniejsze są: aplikowanie mniejszej ilości leku oraz działanie tylko na tkankę docelową, co powoduje zmniejszenie ryzyka wystąpienia efektów ubocznych towarzyszących doustnemu podawaniu dużych dawek leku.

W literaturze naukowej i zgłoszeniach patentowych można spotkać wiele prób rozwiązania przedstawionego zagadnienia z wykorzystaniem metod fizycznych i chemicznych takich jak: pokrywanie powierzchni implantów polimerami pochodzenia naturalnego (Biomacromolecules 11 (2010) 1254) i syntetycznego (J. Biomed Mater. Res., 93B (2010) 266) dla zwiększenia adhezji komórek, elektropolerowanie w celu zmniejszenia prawdopodobieństwa tworzenia biofilmu na powierzchni (Surf. Coat. Technol., 206 (2012) 3165) czy kowalencyjną immobilizację liposomów wypełnionych lekiem (Colloids Surf., B, 84 (2011) 214). Jedną z najbardziej obiecujących technik jest pokrywanie implantu metalowego warstwą lub warstwami polimerów, których zadaniem jest ochrona powierzchni, na której się znajdują. Przydatne polimery powinny łatwo się nakładać, wykazywać dużą adhezję do powierzchni implantów, być odporne chemicznie w środowisku płynów fizjologicznych, biozgodne oraz wytrzymałe mechanicznie.

Jednym z polimerów spełniających te kryteria jest parylen - C (poli(chloro-paraksylen)), którego szereg zastosowań medycznych można znaleźć w opisach patentowych. Powłoki z tego materiału są stosowane między innymi do pokrywania stentów w celu ograniczenia tworzenia się na ich powierzchni zakrzepów, jak opisano w patencie US 6776792. Opis patentowy US 20130011456A1 opisuje wykorzystanie parylenu C jako nośnika leku antybakteryjnego na powierzchniach implantów: ślimakowego, ocznego czy rozrusznika serca. Ponadto, parylen C stosowany jest w wielowarstwowych pokryciach polimerowych dedykowanych uwalnianiu leków. Jak opisano w patencie US 20130004560A1, parylen C jest solidnym fundamentem takiego pokrycia, do którego następnie przyłącza się wymieszany z lekiem kopolimer i kolejną warstwę odpowiednio przygotowanego parylenu. Tak przygotowana warstwa polimerowa pozwala na skuteczne wydłużenie czasu uwalniania leku do organizmu.

Dodatkowo, do „pułapkowania” leków, stosuje się biodegradowalne polimery. Jak opisano w patencie US 8003125, do kontrolowanego uwalniania leków z sukcesem stosuje się kopolimery złożone z PEG (glikol polietylenowy) i innego polimeru. Jak opisano w patencie US 20110070320A1, kopoliPL 231 176 B1 mer złożony z PEG i polimeru kwasu mlekowego może skutecznie pełnić rolę bariery przed gwałtownym wyrzutem leku do organizmu. Ponadto, sterując jego składem można regulować czas jego degradacji i kinetykę uwalniania leków. Kopolimery L-laktydu z glikolidem (PLGA) są biozgodne i biodegradowalne. Możliwość sterowania czasem ich resorpcji poprzez zastosowanie różnego udziału molowego poszczególnych komonomerów sprawia, iż z powodzeniem są wykorzystywane jako nośniki w systemach kontrolowanego uwalniana leków. PGLA z lekiem immunosupresyjnym jest stosowany jako biodegradowalna warstwa polimerowa pokrywająca niedegradowalną powłokę poliamidową zabezpieczającą implant ulegający biokorozji, co opisano w patencie EP 2433660 A1. W patencie US 20120303057 A1 opisano metodę otrzymywania filmu PGLA z ibuprofenem celem pokrywania resorbowalnych nici chirurgicznych wykonanych z tegoż samego bioresorbowalnego materiału - PGLA. Pokrywanie PGLA z lekiem zarówno materiałów degradowalnych, jak i niedegradowalnych zapewnia równomierne uwalnianie leku, dzięki postępującemu procesowi degradacji hydrolitycznej.

Głównym problemem związanym z uwalnianiem leku z powierzchni implantu jest inżynieria jego powierzchni. Ilość i szybkość uwalniania leku jest związana ze składem powierzchni implantu, jej morfologią, siłą adhezji komórek i podatnością na tworzenie biofilmu przez bakterie. Istnieje zatem nieustająca potrzeba takiego doskonalenia powierzchni implantów, aby uzyskać uwalnianie leku na właściwym poziomie terapeutycznym i w odpowiednio długim czasie. W przypadku warstw parylenowych, jego bierność chemiczna, która warunkuje jego zastosowanie jako warstwy ochronnej, jednocześnie stanowi problem polegający na braku możliwości bezpośredniego przyłączenia do niego substancji bioaktywnych oraz polimeru biodegradowalnego. Parylen C jako polimer krystaliczny wykazuje nieporowatą strukturę, o małej przepuszczalności dla małych cząsteczek.

W publikacji M Gołdy i współautorów pt. „Oxygen plasma functionalisation of parylene C coating for implants surface: Nanotopography and active sites for drug anchoring” opisano wyniki doświadczenia, w którym badano wpływ traktowania powierzchni parylenu plazmą tlenową. Warstwa parylenu była poddawana działaniu plazmy w czasie 0,1 do 60 minut, przy ciśnieniu 20 Pa i przy mocy generatora plazmy 50W. Warstwa parylenu była uprzednio nanoszona przez chemiczne osadzanie z warstwy gazowej. W wyniku przeprowadzonego doświadczenia stwierdzono, że tratowanie warstwy parylenu plazmą prowadzi do zmiany topografii powierzchni parylenu oraz wprowadzenia funkcyjnych grup tlenowych. Obserwacja ta została wykorzystana w celu rozwiązania wyżej zdefiniowanego problemu.

W celu rozwiązania wspomnianego wyżej problemu, zgodnie z obecnym wynalazkiem, opracowano metodę modyfikacji powierzchni parylenu w kierunku wprowadzenia centrów adsorpcji dla cząsteczek leków, ewentualnie polimeru biodegradowalnego zawierającego lek. Należy podkreślić, że sama modyfikacja musi być procesem ściśle kontrolowanym, aby wprowadzając porowatość i grupy polarne nie zniszczyć jednocześnie jego funkcji ochronnej. Wynika stąd, że warstwa o grubości kilku mikrometrów konieczna do zapewnienia ochrony antykorozyjnej może być zmodyfikowana jedynie na grubości do kilkudziesięciu nanometrów. Miarą nadmiernej modyfikacji struktury polimeru jest spadek oporu powłoki polimerowej (testy elektrochemiczne) oraz zmiana temperatury zeszklenia polimeru (TG/DTA).

Sposób wytwarzania wielowarstwowej powłoki ochronnej materiałów implantacyjnych z funkcją kontrolowanego uwalniania leków, w którym warstwę parylenu o grubości od 6 do 20 gm, nanosi się na powierzchnię implantu metodą chemicznego osadzania z warstwy gazowej, a następnie poddaje się modyfikacji plazmą tlenową, przy ciśnieniu od 20 do 100 Pa, w czasie od 15 do 60 minut, stosując moc generatora plazmy od 10 do 60 W, według wynalazku charakteryzuje się tym, że na tak zmodyfikowaną warstwę parylenu nanosi się mieszaninę roztworów laktydu i glikolidu o stosunku molowym laktydu do glikolidu w zakresie od 1:1 do 100:1 wraz z substancją czynną o działaniu przeciwzapalnym, przeciwinfekcyjnym, przeciwbólowym, przeciwzakrzepowym, w ilości od 5% do 10% wagowych w stosunku do materiału polimerowego oraz z inicjatorem polimeryzacji laktydu z glikolidem i prowadzi się polimeryzację, a następnie suszy się otrzymaną warstwę.

Korzystnie do wytworzenia warstwy stosuje się poly(monochloro-p-xylylen) (parylen C).

Korzystnie proces wytwarzania warstwy polimerowej prowadzi się w ten sposób, że powłokę parylenową przygotowuje się metodą chemicznego osadzania z fazy gazowej (Chemical Vapor Deposition). W zależności od rodzaju parylenu jako substancję wyjściową (dimer) stosuje się: [2,2]-paracyklofan (dimer parylenu N), dichloro-[2,2]-paracyklofan (dimer parylenu C). W 150°C następuje odparowanie dimeru z fazy stałej do fazy gazowej. Następnie fazę gazową podgrzewa się do temperatury 650°C. W temperaturze tej następuje rozkład dimeru na cząsteczki monomeru. Cząsteczki monomeru transportuje się do sąsiedniej komory, gdzie eksponowana jest powierzchnia do pokrycia.

PL 231 176 B1

Tutaj, w temperaturze pokojowej, w warunkach próżni wstępnej 0,1 Pa, następuje spontaniczne osadzanie monomeru na powierzchni implantu połączone z polimeryzacją. Grubość nakładanej warstwy jest kontrolowana poprzez czas depozycji.

Korzystnie warstwę parylenu przed modyfikacją plazmą tlenową oczyszcza się za pomocą rozpuszczalników organicznych takich jak izopropanol, etanol czy aceton, korzystnie etanol.

Korzystnie modyfikację plazmą tlenową prowadzi się w komorze z naczyniem kwarcowym osadzonym w wirniku (rotorze), w celu zapewnienia jednorodnego rozkładu przestrzennego plazmy oraz zoptymalizowania stężenia wzbudzonych form tlenu.

Korzystnie modyfikację plazmą tlenową prowadzi się przy ciśnieniu 20 Pa, w czasie 60 minut, stosując moc generatora plazmy 50 W.

Mieszaninę roztworów laktydu i glikolidu z substancją czynną i inicjatorem nanosi się na zmodyfikowaną warstwę parylenu przez zanurzenie lub przez natrysk. Kopolimery wraz z substancją leczniczą ulegają związaniu z podłożem i stanowią warstwę biodegradowalną na powierzchni parylenu.

Korzystnie stosunek molowy laktydu do glikolidu wynosi od 7:1 do 4:1, najkorzystniej 5:1.

Korzystnie jako inicjator stosuje się Zr(acac)4.

Jako substancję czynną korzystnie stosuje się ibuprofen.

Korzystnie na powierzchnię implantu nanosi się warstwę parylenu o grubości od 8 do 10 μm oraz warstwę kopolimeru o grubości 0.12-0.19 mm.

Korzystne jest, gdy powłoka według wynalazku, czyli warstwa parylenowa z warstwą kopolimerową, ma grubość od 0.14 do 0.39 mm. Grubość warstwy terapeutycznej jest kompromisem wynikającym z konieczności zmagazynowania dobranej ilość substancji aktywnej oraz minimalizacji grubości zbyt gruba warstwa po jej degradacji pozostawia pustkę, która może prowadzić do obluzowania implantu.

Matrycę kopolimeru z wprowadzoną substancją czynną otrzymuje się sposobem, w którym kopolimery rozpuszcza się w rozpuszczalniku organicznym, korzystnie chlorku metylenu), a substancję czynną w rozpuszczalniku odpowiednim dla niej (w przypadku ibuprofenu jest to chloroform), następnie łączy się oba roztwory w warunkach próżniowych i doprowadza się do odpowiedniej gęstości.

Powłoka otrzymana sposobem według wynalazku składa się z dwóch warstw parylenu, z których pierwszą (przy powierzchni implantu) stanowi lity, nieporowaty i hydrofobowy parylen, a drugą stanowi zmodyfikowany sposobem według wynalazku nanoporowaty, hydrofitowy parylen. Warstwa litego parylenu zabezpiecza przed korozją powierzchni metali oraz zwiększa jej biozgodność. Natomiast modyfikacja powierzchni parylenu plazmą tlenową prowadzi do wytworzenia chropowatości powierzchni w mikro i nanoskali oraz utworzenia grup funkcyjnych zawierających tlen, które stanowią centra adsorpcyjne ułatwiające powiązanie z kopolimerem degradowalnym, odpowiedzialnym za funkcję uwalniania leków. Należy podkreślić, że deklarowany efekt można uzyskać wyłącznie w przypadku modyfikacji powierzchni parylenu plazmą tlenową, ponieważ tylko taka plazma zapewnia wytworzenie grup funkcyjnych zawierających tlen oraz w przypadku przeprowadzenia procesu kopolimeryzacji bezpośrednio na zmodyfikowanej uprzednio warstwie parylenu, ponieważ dzięki temu warstwa kopolimeru łączy się z warstwą parylenu poprzez wygenerowane grupy tlenowe.

Bardzo istotne jest, że hydrofitowa warstwa parylenu powstaje w wyniku modyfikacji pierwotnie nałożonej na implant warstwy parylenu hydrofobowego. Modyfikacja plazmowa pierwotnej warstwy parylenu, w określonych w wynalazku warunkach, ograniczona jest jedynie do części przypowierzchniowej tej warstwy, podczas gdy część przylegająca do implantu pozostaje niezmieniona. Dzięki tak przeprowadzonej modyfikacji tlenowe centra adsorpcji i pory znajdują się wyłącznie na powierzchni i służą do przyłączenia warstwy kopolimerowej, natomiast głębsza część warstwy zachowuje swoje pierwotne właściwości hydrofobowe. Funkcyjne grupy tlenowe wygenerowane przy pomocy plazmy tlenowej służą do połączenia warstwy parylenu C i warstwy kopolimeru. Próby nanoszenia na zmodyfikowany parylen najpierw samej substancji aktywnej, a następnie warstwy kopolimeru nie doprowadziły do zadowalającego efektu. Funkcyjne grupy tlenowe zostały wysycone naniesioną substancją aktywną i warstwa kopolimeru nie wykazywała odpowiedniej przyczepności. Ponadto, nałożenie warstwy kopolimeru na warstwę leku nie pozwala na uzyskanie efektu kontrolowanego uwalniania leku.

Specyficzna modyfikacja powłoki parylenu, w wyniku której tworzą się nanonieregularności oraz grupy funkcyjne zawierające tlen, nie tylko zwiększa adhezję komórek na jego powierzchni, co wiąże się z szybszym gojeniem się rany, ale również nie promuje w znaczący sposób wzrostu bakterii. Istnieje bardzo wąski przedział optymalnych warunków, w których powłoka jest modyfikowana w pożądany sposób, dobranie parametrów trawienia plazmą jest zatem kluczowe do ich generacji. Podkreślić

PL 231 176 B1 należy, że właściwości powierzchni parylenu modyfikowanego plazmą tlenową i pozostawionego na działanie powietrza atmosferycznego są stabilne przez określony czas (2-3 dni), zatem korzystne jest aby nałożenie kolejnej warstwy nastąpiło w tym czasie.

Warstwa terapeutyczna połączona z warstwą polimerową zapewnia kontrolowane uwalnianie leku w granicach 3-7 tygodni. Powłoka otrzymana sposobem według wynalazku tworzy zintegrowany system ochrony przed korozją i terapeutyczny.

Warstwa terapeutyczna połączona z warstwą polimerową może być nakładana na implanty ortopedyczne zarówno krótko- (śruby, gwoździe), jak i długotrwałego użytkowania (endoprotezy stawy biodrowego, kolanowego) wykonanych z różnych stopów metali, np. SS 316L (stal nierdzewna), stopy tytany (np. Ti6AlV).

Przedmiot wynalazku został bliżej przedstawiony w przykładach wykonania.

P r z y k ł a d 1

Próbki parylenu C o grubości 8 gm otrzymywano metodą chemicznego osadzania z warstwy gazowej (Chemical Vapor Deposition), znaną metodą. W 150°C nastąpiło odparowanie dimeru parylenu C (dichloro-[2,2]-paracyklofan) z fazy gazowej, następnie fazę gazową podgrzano do temperatury 650°C. W temperaturze tej nastąpił rozkład dimeru na cząsteczki monomeru. Cząsteczki monomeru transportowano w fazie gazowej do sąsiedniej komory, gdzie eksponowana była powierzchnia do pokrycia, w temperaturze pokojowej i warunkach próżni wstępnej nastąpiło spontaniczne osadzanie monomeru na powierzchni połączone z polimeryzacją. Grubość nakładanej warstwy była kontrolowana poprzez czas depozycji. Otrzymano warstwę parylenu o grubości 8 gm. Tak przygotowane próbki zostały oczyszczone przy pomocy etanolu, a następnie poddane modyfikacji plazmą tlenową, w odpowiednio przystosowanej komorze z naczyniem kwarcowym osadzonym w wirniku w celu zapewnienia jednorodnego rozkładu przestrzennego plazmy oraz zoptymalizowania stężenia wzbudzonych form tlenu, w następujących warunkach: ciśnienie 20 Pa, czas: 60 min, moc generatora plazmy: 50 W. Alternatywnie, podobny efekt trawienia można uzyskać stosując następujące parametry: ciśnienie tlenu: 20 Pa, czas: 5 min, moc generatora: 50 W bez stosowania wirnika i umieszczenia próbek w pojemniku szklanym.

P r z y k ł a d 2

Przeprowadzono testy biologiczne modyfikowanego Parylenu C. W tym celu wykorzystano Parylen C niemodyfikowany oraz modyfikowany zgodnie z parametrami zawartymi w Przykładzie 1. Wykonano test adhezji komórek linii MG-63 po czasie 24 h. Na powierzchni niemodyfikowanego Parylenu C liczba komórek wyniosła 80/mm², natomiast dla modyfikowanej powierzchni wyniosła 120/mm². Ponadto wykonano badania żywotności komórek MG-63 przy pomocy standardowego testu MTT. Wykazano, iż żywotność komórek na powierzchni niemodyfikowanego parylenu C wynosi 79% w porównaniu do kontroli (hodowla komórek bezpośrednio w płytce do hodowli), natomiast dla modyfikowanego wyniosła 114%. Większa adhezja komórek oraz wyższa przeżywalność komórek na modyfikowanej powierzchni parylenu C świadczy o tym, że materiał nie tylko nie jest toksyczny - nie powoduje obumierania komórek, ale również promuje ich wzrost. Przedstawione wyniki są istotne z aplikacyjnego punktu widzenia, świadczą bowiem o tym, że materiał w warunkach in vivo może przyspieszać integrację tkanki na granicy kość-implant.

Następnie wykonano testy mikrobiologiczne adhezji trzech wyselekcjonowanych szczepów

S.aureus, S.epidermidis i P.aeruginosa. Filmy modyfikowane i niemodyfikowane były inkubowane przez 1h i 4h w hodowlach S.aureus, S.epidermidis i P.aeruginosa, szczepów najczęściej powodujących infekcje poimplantacyjne. Adhezja do modyfikowanych próbek parylenu C dla S. aureus wyniosła 1x10⁶, natomiast S. epidermidis oraz P. aeruginosa 1x10⁷ i nie różniła się znacząco od adhezji do niemodyfikowanego parylenu C (próbka referencyjna). W wyniku przeprowadzonego eksperymentu nie zaobserwowano znaczących statystycznie różnic między próbkami modyfikowanymi i niemodyfikowanymi. Wynik jest szczególnie istotny w świetle zastosowania: wskazuje, że w wyniku modyfikacji nie jest promowany wzrost szczepów powodujących infekcje.

P r z y k ł a d 3

Wykonano matryce kopolimeru laktydu z glikolidem (85:15) uzyskane w wyniku polimeryzacji z otwarciem pierścienia przy użyciu nietoksycznego Zr(acac)4 jako inicjatora - zawierające ibuprofen, jako lek modelowy, stanowiący 5% i 10% wagowych kopolimeru według następującej procedury.

Kopolimery rozpuszczono w chlorku metylenu, natomiast lek w chloroformie. Następnie połączono oba roztwory i wymieszano. Uzyskany roztwór pozbawiony pęcherzyków powietrza, wylano na

PL 231 176 B1 powierzchnię parylenu C zmodyfikowanego zgodnie z Przykładem 1. Gazy wydzielające się podczas mieszania, pojawiające się w postaci pęcherzyków, usuwano w warunkach próżniowych.

Otrzymane matryce na parylenie C zmodyfikowanym zgodnie z Przykładem 1, o grubości 12-0.19 mm, suszono przez 7 dni na powietrzu, a następnie przez kolejny tydzień w suszarce próżniowej celem całkowitego usunięcia rozpuszczalnika. Następnie próbki poddano degradacji hydrolitycznej w buforze fosforanowym o pH=7.4 w temperaturze 37°C.

Równolegle monitorowano zmiany zachodzące w mikrostrukturze łańcuchów kopolimerowych podczas degradacji hydrolitycznej przy pomocy NMR, uwalnianie leku z matryc kopolimerowych za pomocą HPLC oraz zmiany mas cząsteczkowych przy pomocy GPC. Wraz z postępem degradacji matryc kopolimerowych, znaczące uwalnianie ibuprofenu obserwowano do 7 tygodnia prowadzenia. W tym czasie uwolniło się do 13% substancji leczniczej. Jednocześnie nie zaobserwowano w tym czasie gwałtownego wyrzutu leku z matrycy polimerowej (Fig. 1 - krzywe kumulacyjnego uwalniania ibuprofenu).

Ocena grubości powłok została wykonana przy pomocy Skaningowej Mikroskopii Elektronowej: modyfikowany parylen ok 8 gm, warstwa kopolimerowa o grubości od 0.12-0.19 mm.

P r z y k ł a d 4

Niemodyfikowany, modyfikowany zgodne z Przykładem 1 i zbyt długo wystawiony na działanie plazmy parylen C (ciśnienie: 20 Pa, czas: 120 min, moc: 50 W) poddano testom elektrochemicznej spektroskopii impedancyjnej (EIS). Badana próbka (elektroda pracująca) była zamontowana do celi elektrolitycznej wypełnionej 30 mL elektrolitu (sztuczny płyn fizjologiczny). Dodatkowo w celi umieszczono elektrodę zliczającą, którą była siatka platynowa, oraz nasyconą elektrodę kalomelową Ag/AgCl//KCl (SCE) jako elektrodę odniesienia. Wszystkie trzy elektrody były podłączone do potencjo statu, zintegrowanego z analizatorem i komputerem. Pomiary wykonywane były w temperaturze pokojowej (25°C). Próbki do pomiarów były przemywane izopropanolem i acetonem, a w celu zapewnienia kontaktu elektrycznego, polimer został usunięty z jednej strony próbki za pomocą papieru ściernego. Powierzchnia eksponowana badanej próbki była równa 1 cm². Pomiary EIS wykonywano przez okres 30 minut w zakresie częstotliwości od 0.01 Hz do 10 kHz, amplituda sygnału zmiennoprądowego wynosiła 50 mV, zapisywanie danych odbywało się co 10 punktów na dekadę.

Analiza wyników EIS, pozwoliła na oceną wpływu modyfikacji parylenu C na opór badanych układów. Opór próbki niemodyfikowanej i optymalnie zmodyfikowanej był rzędu 1x10⁹ Ω/cm², natomiast opór próbki zbyt długo modyfikowanej spadł do wartości rzędu 1x10³ Ω/cm². Wyniki wyraźnie wskazują, iż nadmierna modyfikacja negatywnie wpływa na właściwości ochronne (antykorozyjne) powłoki parylenu C.

P r z y k ł a d 5

Próbki przygotowane metodą CVD, analogicznie jak w Przykładzie 1 i oczyszczone przy pomocy etanolu, poddano modyfikacji plazmą tlenową, w warunkach: ciśnienie 20 Pa, czas: 10 min, moc generatora plazmy: 50 W. Następnie naniesiono na nie warstwę kopolimeru z lekiem według opisu przedstawionego w Przykładzie 3. W wyniku zbyt krótkiego czasu modyfikacji, stężenie powierzchniowych grup funkcyjnych było zbyt małe, co skutkowało niewystarczającą adhezją warstw parylen C + kopolimer z lekiem. Zaobserwowano odwarstwianie się kopolimeru z lekiem od modyfikowanego parylenu C, na granicy warstw powstały liczne pęcherzyki gazowe, które pękały odsłaniając warstwę parylenu C.

P r z y k ł a d 6

Na warstwę parylenu C naniesione metodą CVD i niemodyfikowane plazmą tlenową nałożono roztwór ibuprofenu w etanolu o stężeniu 40 mg/mL, po odparowaniu naniesiona na powierzchnię masa leku wynosiła 1 mg. Następnie naniesiono warstwę kopolimeru L-laktydu z glikolidem (85:15) uzyskane w wyniku polimeryzacji z otwarciem pierścienia przy użyciu nietoksycznego Zr(acac)4 jako inicjatora. Stwierdzono, że warstwa kopolimeru oddzielała się od warstwy parylenu z naniesionym lekiem.

P r z y k ł a d 7

Próbki przygotowane metodą CVD, analogicznie jak w Przykładzie 1 i oczyszczone przy pomocy etanolu, poddano modyfikacji plazmą argonową: ciśnienie 20 Pa, czas: 60 min, moc generatora plazmy: 50 W (warunki analogiczne jak w przypadku plazmy tlenowej). W wyniku modyfikacji, nie wykryto nowych grup funkcyjnych zawierających tlen, nie zaobserwowano również zwiększonej hydrofilowości powierzchni parylenu C.

Claims (12)

1. Zastrzeżenia patentowe

   1. Sposób wytwarzania wielowarstwowej powłoki ochronnej materiałów implantacyjnych z funkcją kontrolowanego uwalniania leków, zawierającej warstwę parylenu z osadzoną na warstwie parylenu substancją czynną, w którym warstwę parylenu o grubości od 6 do 20 um, nanosi się na powierzchnię implantu metodą chemicznego osadzania z warstwy gazowej, a następnie poddaje się modyfikacji plazmą tlenową, przy ciśnieniu od 20 do 100 Pa, w czasie od 15 do 60 minut, stosując moc generatora plazmy od 10 do 60 W, znamienny tym, że na tak zmodyfikowaną warstwę parylenu nanosi się mieszaninę roztworów laktydu i glikolidu o stosunku molowym laktydu do glikolidu w zakresie od 1:1 do 100:1 wraz z substancją czynną o działaniu przeciwzapalnym, przeciwinfekcyjnym, przeciwbólowym, przeciwzakrzepowym w ilości od 5% do 10% wagowych w stosunku do materiału polimerowego oraz z inicjatorem polimeryzacji właściwym dla polimeryzacji laktydu z glikolidem i prowadzi się polimeryzację, a następnie suszy się otrzymaną warstwę.
2. 2. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że na powierzchnię implantu nanosi się warstwę parylenu o grubości od 8 do 10 um.
3. 3. Sposób według zastrz. 1 albo 3, znamienny tym, że do wytworzenia warstwy parylenowej stosuje się poly(monochloro-p-xylylen).
4. 4. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że proces wytwarzania warstwy parylenu prowadzi się w ten sposób, że [2,2]-paracyklofan albo dichloro-[2,2]-paracyklofan odparowuje się do fazy gazowej, następnie fazę gazową podgrzewa się do uzyskania cząsteczek monomeru, po czym otrzymane cząsteczki monomeru transportuje się do komory z implantem do pokrycia, gdzie następuje osadzanie monomeru na powierzchni połączone z polimeryzacją.
5. 5. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że warstwę parylenu przed modyfikacją plazmą tlenową oczyszcza się za pomocą rozpuszczalników organicznych, takich jak izopropanol, etanol. aceton.
6. 6. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że modyfikację plazmą tlenową prowadzi się w komorze z naczyniem kwarcowym osadzonym w wirniku.
7. 7. Sposób według zastrz. 1 albo 6, znamienny tym, że modyfikację plazmą tlenową prowadzi się przy ciśnieniu 20 Pa, w czasie 60 minut, stosując moc generatora plazmy 50 W.
8. 8. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że stosunek molowy laktydu do glikolidu wynosi od 7:1 do 4:1, najkorzystniej 5:1.
9. 9. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że jako inicjator stosuje się Zr(acac)4.
10. 10. Sposób według zastrz. 1 albo 10, znamienny tym, że jako substancję czynną stosuje się ibuprofen.
11. 11. Sposób według któregokolwiek z poprzednich zastrzeżeń, znamienny tym, że nanosi się warstwę kopolimeru o grubości 0.12-0.19 mm.
12. 12. Sposób według któregokolwiek z poprzednich zastrzeżeń, znamienny tym, że powłoka ma grubość od 0.14 do 0.39 mm.