PL236142B1

PL236142B1 - Method for producing the copolymer - mTOR inhibitor system, intended for coating the polymer vascular stents and the application of the copolymer - mTOR inhibitor system for production of the coating with controlled kinetics of releasing of the mTOR inhibitor on the polymer vascular stents

Info

Publication number: PL236142B1
Application number: PL420021A
Authority: PL
Inventors: Katarzyna Jelonek; Joanna Jaworska; Małgorzata PASTUSIAK; Małgorzata Pastusiak; Piotr DOBRZYŃSKI; Piotr Dobrzyński; Janusz Kasperczyk; Michał SOBOTA; Michał Sobota; Krzysztof Milewski; Paweł Buszman; Piotr Buszman
Original assignee: American Heart Of Poland Spolka Akcyjna; Centrum Mat Polimerowych I Weglowych Polskiej Akademii Nauk
Priority date: 2016-12-29
Filing date: 2016-12-29
Publication date: 2020-12-14
Also published as: PL420021A1

Description

Opis wynalazkuDescription of the invention

Przedmiotem wynalazku jest sposób wytwarzania z układu kopolimer-inhibitor szlaku mTOR powłoki o kontrolowanej kinetyce uwalniania inhibitora szlaku mTOR, zwłaszcza sirolimusu lub ewerolimusu, na polimerowych stentach naczyniowych, biostabilnych lub biodegradowalnych, stosowanych w zabiegach angioplastyki naczyniowej i zapobiegających restenozie.The subject of the invention is a method of producing a coating with a controlled release kinetics of an inhibitor of the mTOR pathway, especially sirolimus or everolimus, on biostable or biodegradable polymeric vascular stents used in vascular angioplasty and preventing restenosis procedures from the copolymer-mTOR pathway inhibitor system.

Implantacja stentu podczas zabiegu angioplastyki wieńcowej jest uznaną metodą leczenia ostrych zespołów wieńcowych, a także stabilnej choroby wieńcowej u pacjentów z istotnym niedokrwieniem obszaru mięśnia sercowego zaopatrywanego przez zwężoną tętnicę. Najważniejszym ograniczeniem skuteczności tej metody, zwłaszcza w przypadku stosowania stentów metalowych jest zjawisko restenozy, polegające na nawrocie zwężenia leczonej tętnicy. Dlatego też coraz powszechniej w kardiologii inwazyjnej wykorzystywane są stenty uwalniające lek (DES, z ang. Drug Eluting Stents), zwykle pokryte powłokami stanowiącymi układ nośnika z lekiem. Jak opisano w publikacji D.M. Sun i in. pt. „Coronary drug-eluting stents: From design optimization to newer strategies”, J Biom ed Mater Res A, 102 (2014) 1625-1640, zastosowanie DES pozwala na znaczną redukcję częstości restenozy po implantacji stentu z 20-30% do 3-20% oraz ponowną rewaskularyzację.Stent implantation during coronary angioplasty is an established method of treating acute coronary syndromes as well as stable coronary disease in patients with significant ischemia of the area of the myocardium supplied by the narrowed artery. The most important limitation of the effectiveness of this method, especially in the case of the use of metal stents, is the phenomenon of restenosis, consisting in recurrence of narrowing of the treated artery. Therefore, drug eluting stents (DES), usually covered with coatings constituting a drug carrier system, are increasingly used in invasive cardiology. As described in the publication of D.M. Sun et al. Fri "Coronary drug-eluting stents: From design optimization to newer strategies", J Biom ed Mater Res A, 102 (2014) 1625-1640, the use of DES allows a significant reduction in the frequency of restenosis after stent implantation from 20-30% to 3-20% % and revascularization again.

Do powszechnie stosowanych leków zapobiegających restenozie, jak wskazano m.in. w publikacji Y.Y. Huang i in. pt. „Drug-eluting biostable and erodible stents”, Journal of Controlled Release, 193 (2014) 188-201, zalicza się inhibitory mTOR tj. sirolimus, ewerolimus, zotarolimus i biolimus. Wiążą się one z białkiem FKBP12, tworząc kompleks, który hamuje aktywację kinaz regulatorowych zwanych mTOR (mammalian Target of Rapamycin), stanowiących podstawowe regulatory procesów wzrostu i proliferacji wielu typów komórek. W efekcie dochodzi do zablokowania cyklu komórkowego w fazie G0/G1, zahamowanie proliferacji i migracji komórek, głównie mięśni gładkich.Among the commonly used drugs to prevent restenosis, as indicated, inter alia, in the publication of Y.Y. Huang et al. Fri Drug-eluting biostable and erodible stents, Journal of Controlled Release, 193 (2014) 188-201 includes mTOR inhibitors ie sirolimus, everolimus, zotarolimus and biolimus. They bind to the FKBP12 protein, forming a complex that inhibits the activation of regulatory kinases called mTOR (mammalian Target of Rapamycin), which are the basic regulators of the growth and proliferation processes of many types of cells. As a result, the cell cycle is blocked in the G0 / G1 phase, and the proliferation and migration of cells, mainly smooth muscles, is inhibited.

Jako nośniki leków coraz częściej stosowane są polimery biodegradowalne co zostało opisane m.in. w publikacji A. Ta, i in. pt. „Inception to actualization: Next generation coronary stent coatings incorporating nanotechnology:, J Biotechnol, 164 (2013) 151-170. Zastosowanie polimerów biodegradowalnych umożliwia dodatkową kontrolę uwalniania leku poprzez erozję matrycy powodowaną przez degradację hydrolityczną polimeru. Ponadto, równoczesny przebieg erozji polimeru i dyfuzji leku zapobiega utrzymywaniu się pozostałości leku w tkance.Biodegradable polymers are increasingly used as drug carriers, which has been described, among others, by in A. Ta, et al. Fri "Inception to actualization: Next generation coronary stent coatings incorporating nanotechnology :, J Biotechnol, 164 (2013) 151-170. The use of biodegradable polymers allows additional control of drug release through matrix erosion caused by polymer hydrolytic degradation. In addition, the simultaneous course of polymer erosion and drug diffusion prevents drug residues from lingering in the tissue.

Znane jest ze zgłoszenia WO2009112741 A2 urządzenie medyczne m.in. stent naczyniowy, zawierające składnik aktywny lub lek korzystnie zapobiegający restenozie oraz zabezpieczającą go biodegradowalną hydrofobową powłokę polimerową wytworzoną np. z glikolu polialkilenowego lub poliwinylopirolidonu.A medical device is known from the application WO2009112741 A2, e.g. a vascular stent comprising an active ingredient or a drug preferably preventing restenosis, and a biodegradable hydrophobic polymeric coating protecting it, made of, e.g., polyalkylene glycol or polyvinylpyrrolidone.

Ze zgłoszenia PL402235 A1 znany jest układ powłok i powlekane urządzenie medyczne, korzystnie stent naczyniowy metalowy lub polimerowy, które charakteryzuje się tym, że co najmniej na części swojej powierzchni zawiera układ biokompatybilnych, polimerowych powłok biodegradowalnych, składający się z co najmniej dwóch powłok: jednej hydrofitowej i jednej hydrofobowej. Układ powłok korzystnie zawiera powłoki na bazie polimerów wybranych z grupy obejmującej poli(glikol etylenowy) PEG, poli(kwas mlekowy) PLA, poli(kwas glikolowy) PGA, kopolimery PGA-PLA, kopolimery kwasu mlekowego lub glikolowego z ε-kaprolaktonem PCL. Co najmniej jedna z powłok zawiera przynajmniej jedną substancję czynną korzystnie wybraną z grupy obejmującej leki antyproliferacyjne, przeciwzapalne, przeciwzakrzepowe, leki o działaniu cytostatycznym i/lub immunosupresyjnym. Korzystnie substancję czynną stanowi lek wybrany z grupy obejmującej rapamycynę, pochodne rapamycyny, ich analogi i prekursory albo paklitaksel, docetaksel, ich analogi, prekursory oraz inne pochodne z grup taksanów.The application PL402235 A1 discloses a coating system and a coated medical device, preferably a metal or polymer vascular stent, which is characterized in that at least part of its surface it comprises a biocompatible, biodegradable polymer coating system consisting of at least two coatings: one is a hydrophyte and one hydrophobic. The coating system preferably comprises coatings based on polymers selected from the group consisting of poly (ethylene glycol) PEG, poly (lactic acid) PLA, poly (glycolic acid) PGA, copolymers of PGA-PLA, copolymers of lactic or glycolic acid with ε-caprolactone PCL. At least one of the coatings contains at least one active ingredient, preferably selected from the group consisting of anti-proliferative, anti-inflammatory, anti-coagulant, cytostatic and / or immunosuppressive drugs. Preferably the active ingredient is a drug selected from the group consisting of rapamycin, rapamycin derivatives, analogs and precursors thereof, or paclitaxel, docetaxel, their analogs, precursors and other taxane derivatives.

W wielu badaniach nadal obserwowane są efekty uboczne zastosowania DES takie jak reakcje zapalne, późna zakrzepica w stencie, czy późna restenoza. Jak wskazano w publikacji K. Park pt. „Dual drug-eluting stent”, Journal of Controlled Release, 159 (2012) 1-1, efekty te spowodowane są przede wszystkim nieodpowiednim dostosowaniem dawki leku uwalnianego z DES, co istotnie wpływa na jego skuteczność. Przedwczesne uwalnianie leku z DES może zmniejszyć efektywność jego działania, a z kolei niekontrolowane wyrzuty leku lub nagłe uwolnienie zbyt dużej dawki może opóźniać regenerację śródbłonka i zwiększyć ryzyko wystąpienia działań niepożądanych. Potwierdzają to wyniki randomizowanych badań klinicznych opisanych np. w publikacji G. Acharya, K. Park pt. „Mechanisms of controlled drug release from drug-eluting stents”, Adv Drug Deliver Rev, 58 (2006) 387-401, które wskazują, że jedynie optymalna kinetyka uwalniania leku zapobiega restenozie i zapewnia prawidłowy proces odbudowy śródbłonka.Side effects of DES use, such as inflammatory reactions, late stent thrombosis and late restenosis, are still observed in many studies. As indicated in the publication of K. Park entitled "Dual drug-eluting stent", Journal of Controlled Release, 159 (2012) 1-1, these effects are mainly due to inappropriate dose adjustment of the drug released from DES, which significantly affects its effectiveness. Premature release of the drug from DES may reduce its effectiveness, and in turn, uncontrolled drug discharge or a sudden release of too much dose may delay endothelial regeneration and increase the risk of side effects. This is confirmed by the results of randomized clinical trials described e.g. in the publication by G. Acharya, K. Park entitled "Mechanisms of controlled drug release from drug-eluting stents", Adv Drug Deliver Rev, 58 (2006) 387-401, which indicate that only optimal drug release kinetics prevent restenosis and ensure a proper endothelial restoration process.

Celem niniejszego wynalazku jest opracowanie sposobu wytwarzania z układu kopolimer-inhibitor szlaku mTOR powłoki o kontrolowanej kinetyce uwalniania inhibitora szlaku mTOR, zwłaszcza sirolimusu lub ewerolimusu, na polimerowych stentach naczyniowych, z której to powłoki inhibitor mTOR uwalniany jest do organizmu w sposób kontrolowany i dopasowany do procesu naprawy urazu naczyniowego.The aim of the present invention is to develop a method of producing a coating with the controlled release kinetics of an inhibitor of the mTOR pathway, especially sirolimus or everolimus, on polymeric vascular stents from the copolymer-mTOR pathway inhibitor system, from which the mTOR inhibitor is released into the body in a controlled and process-adapted manner vascular injury repair.

Istota sposobu wytwarzania z układu kopolimer-inhibitor szlaku mTOR powłoki o kontrolowanej kinetyce uwalniania inhibitora szlaku mTOR, zwłaszcza sirolimusu lub ewerolimusu, na polimerowych stentach naczyniowych, w którym to sposobie na powierzchnię stentu nanosi się roztwór roboczy, zawierający kopolimer będący produktem procesu kopolimeryzacji komonomerów: L-laktydu lub D,L-laktydu i węglanu trimetylenu, przebiegającego na drodze otwarcia pierścienia, w stopie, w obecności inicjatora kopolimeryzacji, którym są związki cyrkonu (IV), charakteryzuje się tym, że kopolimer stanowiący składnik roztworu roboczego otrzymuje się przez ciągłe mieszanie komonomerów w postaci węglanu trimetylenu i laktydu w stosunku molowym w zakresie 0,15-0,6 mola węglanu trimetylenu i 0,4-0,85 mola laktydu w temperaturze 110-200°C, korzystnie 120-150°C, przez 6-96 godzin stosując jako inicjator reakcji kopolimeryzacji acetyloacetonian cyrkonu i/lub chlorek cyrkonu i/lub alkoholan cyrkonu o wzorze ogólnym Zr(OR)4, w którym R oznacza grupy alkilowe o ogólnym wzorze C_nH2n+1, przy zachowaniu stosunku molowego sumy użytych komonomerów do inicjatora kopolimeryzacji w zakresie od 300:1 do 1200:1. Z tak uzyskanego kopolimeru poli(laktydo-ko-węglan trimetylenu) o bezładnej mikrostrukturze łańcucha i średniej długości mikrobloków laktydylowych niższych od wartości 3,5 jednostek oraz o zawartości molowej laktydylu 10-90%, a korzystnie 75%, wytwarza się roztwór roboczy poprzez rozpuszczenie go w chlorku metylenu, oczyszcza i suszy w warunkach podciśnienia 8-12 kPa w temperaturze 20-60°C przez 48-80 godzin do uzyskania stałej masy. Suchy kopolimer rozpuszcza się w chlorku metylenu, tak aby uzyskać roztwór o stężeniu 0,5-5,0% wagowych, korzystnie 1-2 % wagowych, dodaje do niego uprzednio przygotowany roztwór inhibitora szlaku mTOR, którym jest sirolimus lub ewerolimus, w chlorku metylenu o stężeniu 1-13 % wagowo-objętościowych i całość homogenizuje się. Roztwór roboczy zawierający poli(laktydo-ko-węglan trimetylenu) oraz inhibitor szlaku mTOR, którym jest sirolimus lub ewerolimus, w chlorku metylenu, nanosi się na polimerowy stent naczyniowy biostabilny lub biodegradowalny, w temperaturze 4-30°C, poprzez zanurzanie w nim stentu, przy ilości cykli 1-50, z szybkością zanurzania 40-3000 mm/min, przez 0,1-30 s, a czas trwania zanurzenia/wynurzenia wynosi 0,2-50 s/cykl. Utworzoną powłokę o korzystnej grubości 0,8-5,0 μm, zawierającą po usunięciu rozpuszczalnika 5-40 % wagowych zdyspergowanego w niej inhibitora szlaku mTOR, którym jest sirolimus lub ewerolimus, w stosunku do poli(laktydo-ko-węglan trimetylenu), a korzystnie 20-30 % wagowych, suszy się, utwardza i na koniec sterylizuje, korzystnie z wykorzystaniem promieniowania jonizacyjnego.The essence of the method of producing from the copolymer-mTOR pathway inhibitor system a coating with controlled release kinetics of the mTOR pathway inhibitor, especially sirolimus or everolimus, on polymer vascular stents, in which a working solution is applied to the stent surface, containing a copolymer which is the product of the comonomer copolymerization process: L -lactide or D, L-lactide and trimethylene carbonate, by ring opening, in the melt, in the presence of a copolymerization initiator, which are zirconium (IV) compounds, characterized in that the copolymer constituting a component of the working solution is obtained by continuous mixing of comonomers in the form of trimethylene carbonate and lactide in a molar ratio ranging from 0.15-0.6 moles of trimethylene carbonate and 0.4-0.85 moles of lactide at a temperature of 110-200 ° C, preferably 120-150 ° C, for 6-96 hours using as initiator of the copolymerization reaction zirconium acetylacetonate and / or zirconium chloride and / or zirconium alkoxide of the general formula Zr (OR ) 4, in which R represents alkyl groups of the general formula C _n H 2 _n +1, while keeping the molar ratio of the sum of the comonomers used to the copolymerization initiator in the range from 300: 1 to 1200: 1. From the thus obtained poly (trimethylene lactide-co-carbonate) copolymer with a random chain microstructure and an average length of lactidyl microblocks lower than 3.5 units and with a lactidyl molar content of 10-90%, preferably 75%, a working solution is prepared by dissolving it in methylene chloride, purified and dried under a vacuum of 8-12 kPa at a temperature of 20-60 ° C for 48-80 hours until a constant weight is obtained. The dry copolymer is dissolved in methylene chloride in order to obtain a solution with a concentration of 0.5-5.0% by weight, preferably 1-2% by weight, and a previously prepared solution of the mTOR pathway inhibitor, which is sirolimus or everolimus, in methylene chloride is added to it. with a concentration of 1-13% w / v and the whole is homogenized. The working solution containing poly (trimethylene lactide-co-carbonate) and the mTOR pathway inhibitor, which is sirolimus or everolimus, in methylene chloride, is applied to a biostable or biodegradable polymer vascular stent at a temperature of 4-30 ° C by immersing the stent in it , with a number of cycles 1-50, with a descent rate of 40-3000 mm / min for 0.1-30 s, and the duration of the soak / ascent is 0.2-50 s / cycle. The formed coating with a preferred thickness of 0.8-5.0 μm, containing after removal of the solvent, 5-40% by weight of the mTOR pathway inhibitor dispersed therein, which is sirolimus or everolimus, with respect to poly (trimethylene lactide-co-carbonate), and preferably 20-30% by weight, dried, cured and finally sterilized, preferably by ionizing radiation.

Korzystnie naniesioną z roztworu roboczego na stent powłokę suszy się w temperaturze 25°C przez 48 godzin, a następnie w warunkach podciśnienia 8-12 kPa przez kolejne 72 godziny.Preferably, the coating applied from the working solution to the stent is dried at a temperature of 25 ° C for 48 hours, and then under a vacuum of 8-12 kPa for a further 72 hours.

Korzystnie roztwór roboczy nanosi się na polimerowy stent naczyniowy metodą zanurzeniową, z szybkością zanurzania 1000-3000 mm/min.Preferably, the working solution is applied to the polymeric vascular stent by the immersion method at an immersion rate of 1000-3000 mm / min.

Korzystne jest, gdy w przypadku nanoszenia roztworu roboczego na polimerowy stent naczyniowy wykonany z alifatycznych poliestrów, czas trwania zanurzenia wynosi 0,2-3 s/cykl, a najlepiej 1-3 s/cykl, przy ilości cykli 1-4 i odstępie między cyklami 5-10 minut.Preferably, when applying the working solution to a polymeric vascular stent made of aliphatic polyesters, the immersion duration is 0.2-3 sec / cycle, preferably 1-3 sec / cycle, with a number of cycles of 1-4 and an interval between cycles. 5-10 minutes.

Korzystne jest także, gdy w przypadku nanoszenia roztworu roboczego na polimerowy stent naczyniowy wykonany poli(tereftalanu etylenu), czas trwania zanurzenia/wynurzenia wynosi 5-30 s/cykl, a najlepiej 5-15 s/cykl, przy ilości cykli 5-30 i odstępie między cyklami 20 s - 5 minut.It is also preferred that, when applying the working solution to a polymeric vascular stent made of polyethylene terephthalate, the immersion / ascent duration is 5-30 sec / cycle, preferably 5-15 sec / cycle, with a number of cycles of 5-30 and interval between cycles of 20 s - 5 minutes.

Sposób według wynalazku prowadzi do uzyskania produktu w postaci powłoki stanowiącej układ kopolimer-inhibitor szlaku mTOR, korzystnie sirolimus lub ewerolimus, która po naniesieniu na polimerowy stent naczyniowy w sposób kontrolowany uwalnia lek do organizmu, przez co zwiększa skuteczność zapobiegania restenozie po zabiegach angioplastyki naczyniowej.The method of the invention results in a coating product consisting of a copolymer-inhibitor of the mTOR pathway, preferably sirolimus or everolimus, which, when applied to a polymeric vascular stent, releases the drug into the body in a controlled manner, thereby increasing the effectiveness of preventing restenosis after vascular angioplasty procedures.

Dobór komonomerów w postaci węglanu trimetylenu i laktydu oraz wykorzystanie nietoksycznych związków cyrkonu jako inicjatora kopolimeryzacji umożliwia otrzymanie kopolimeru o bezładnej mikrostrukturze łańcucha, co zapewnia jego równomierną degradację i stabilne uwalnianie inhibitor szlaku mTOR po wszczepieniu do organizmu pacjenta. Ilość leku od 5 do 50% wagowych masy całkowitej kopolimeru zapewnia wymaganą kinetykę jego uwalniania i właściwe działanie antyproliferacyjne.The selection of comonomers in the form of trimethylene and lactide carbonate and the use of non-toxic zirconium compounds as a copolymerization initiator allows to obtain a copolymer with a random chain microstructure, which ensures its even degradation and stable release of the mTOR pathway inhibitor after implantation into the patient's body. The amount of the drug from 5 to 50% by weight of the total weight of the copolymer provides the required kinetics of its release and proper antiproliferative activity.

Odpowiedni dobór polimeru, leku oraz metody nanoszenia pokryć na stenty umożliwia uzyskanie kinetyki uwalniania leku, która obecnie uważana jest za najwłaściwszą i polega na szybszym uwalnianiu w pierwszym tygodniu, a następnie na równomiernym poziomie przez co najmniej miesiąc po implantacjiProper selection of the polymer, drug and method of applying stent coatings allows for the kinetics of drug release, which is currently considered the most appropriate and consists in faster release in the first week, and then at an even level for at least a month after implantation

PL 236 142 B1 stentu. Ponadto, dobór polimeru i leku oraz metody nanoszenia pokryć opisany w sposobie według niniejszego wynalazku gwarantuje jednakowy profil uwalniania leku niezależny od grubości warstwy pokrywającej oraz ilości leku w matrycy. Dzięki temu wyeliminowano ryzyko niekontrolowanego uwalniania leku po wszczepieniu stentu, co w praktyce stanowi główną przyczynę niebezpiecznych powikłań. Jak wykazały badania in vitro, w pierwszych 3 dniach z powłoki w uzyskanej sposobem wg. niniejszego wynalazku uwalniane jest w zależności od zastosowanego układu 41-47% leku, a 69-79 % w czasie kolejnych 21 dni, po czym utrzymuje się na równomiernym poziomie przez co najmniej kolejny miesiąc, tym samym spełniając wymogi kliniczne wskazane m.in. w publikacji T.Z. Hu, J.L. Yang, I in. pt. “Controlled Slow-Release Drug-Eluting Stents for the Prevention of Coronary Restenosis: Recent Progress and Future Prospects”, Acs Appl Mater Inter, 7 (2015) 11695-11712.Of the stent. Moreover, the selection of polymer and drug and coating application method described in the method of the present invention guarantees a uniform drug release profile independent of the thickness of the coating layer and the amount of drug in the matrix. This eliminates the risk of uncontrolled drug release after stent implantation, which in practice is the main cause of dangerous complications. As shown in in vitro tests, in the first 3 days the coating in the method obtained according to of the present invention, depending on the system used, 41-47% of the drug is released, and 69-79%, during the next 21 days, and then remains at a steady level for at least another month, thus meeting the clinical requirements indicated, among others, by in T.Z. Hu, J.L. Yang, et al. Fri “Controlled Slow-Release Drug-Eluting Stents for the Prevention of Coronary Restenosis: Recent Progress and Future Prospects”, Acs Appl Mater Inter, 7 (2015) 11695-11712.

Sposób według wynalazku pozwala na uzyskanie powłok o różnej grubości i zawartości leku. Jak wykazały przeprowadzone badania, mechanizm uwalniania leku nie zależy od grubości nałożonej na stent warstwy, co stanowi z technologicznego punktu widzenia dodatkową zaletę wynalazku.The method according to the invention makes it possible to obtain coatings of various thickness and drug content. As demonstrated by the tests carried out, the drug release mechanism does not depend on the thickness of the layer applied to the stent, which is an additional advantage of the invention from a technological point of view.

Wytworzone sposobem wg wynalazku powłoki wykazują ponadto dobrą przyczepność i charakteryzuje je duża elastyczność. Nie ulegają one uszkodzeniu nawet przy dużych odkształceniach mechanicznych stentu.The coatings produced by the method according to the invention also show good adhesion and are characterized by high flexibility. They are not damaged even with large mechanical deformations of the stent.

Rozwiązanie według wynalazku przedstawiono poniżej w przykładach objaśniających realizację sposobu wytwarzania z układu kopolimer-inhibitor szlaku mTOR powłoki o kontrolowanej kinetyce uwalniania inhibitora szlaku mTOR na polimerowych stentach naczyniowych. Przykładów tych nie należy jednak uważać za ograniczające istotę lub zawężające zakres ochrony, gdyż stanowią one jedynie ilustrację wynalazku.The invention is illustrated in the following illustrative examples of the implementation of the method of producing a coating with controlled release kinetics of an mTOR pathway inhibitor on polymer vascular stents from the copolymer-mTOR pathway inhibitor system. These examples should not, however, be considered as limiting or limiting the scope of protection, as they merely illustrate the invention.

Na rysunku przedstawiono wyniki badań kinetyki uwalniania sirolimusu w okresie 70 dni w warunkach in vitro, w temperaturze 37°C w soli fizjologicznej:The figure shows the results of studies on the kinetics of sirolimus release over a period of 70 days in vitro, at 37 ° C in saline:

fig. 1 - z powłoki zawierającej 20% wagowych sirolimusu w stosunku do poli(L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu), utworzonej z 2% (w/w) roztworu roboczego kopolimeru w chlorku metylenu zawierającego sirolimus, naniesionej na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(L-laktydu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm (oznaczonej jako 2%PLLA/TMC);Fig. 1 - A coating containing 20% by weight of sirolimus relative to poly (trimethylene L-lactide-co-carbonate), formed from a 2% (w / w) working solution of a copolymer in methylene chloride containing sirolimus, applied to a biodegradable polymeric vascular stent made of poly (L-lactide) 4 mm in diameter and 30 mm long (designated as 2% PLLA / TMC);

fig. 2 - z powłoki zawierającej 20% wagowych sirolimusu w stosunku do poli(L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu), utworzonej z 1% (w/w) roztworu roboczego kopolimeru w chlorku metylenu zawierającego sirolimus, naniesionej na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(L-laktydu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm (oznaczonej jako 1%PLLA/TMC);Fig. 2 - A coating containing 20% by weight of sirolimus relative to poly (trimethylene L-lactide-co-carbonate), formed from a 1% (w / w) working solution of a copolymer in methylene chloride containing sirolimus, applied to a biodegradable polymeric vascular stent made of poly (L-lactide) with a diameter of 4 mm and a length of 30 mm (designated as 1% PLLA / TMC);

fig. 3 - z powłoki zawierającej 20% wagowych sirolimusu w stosunku do poli(D,L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu), utworzonej z 2% (w/w) roztworu roboczego kopolimeru w chlorku metylenu zawierającego sirolimus, naniesionej na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(L-laktydu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm (oznaczonej jako 2%PDLA/TMC);Fig. 3 - a coating containing 20% by weight of sirolimus relative to poly (D, L-trimethylene D, L-lactide-co-carbonate), formed from a 2% (w / w) working solution of a copolymer in methylene chloride containing sirolimus, applied to a biodegradable polymer a poly (L-lactide) vascular stent 4 mm in diameter and 30 mm long (denoted as 2% PDLA / TMC);

fig. 4 - z powłoki zawierającej 20% wagowych sirolimusu w stosunku do poli(D,L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu), utworzonej z 1% (w/w) roztworu roboczego w chlorku metylenu zawierającego sirolimus, naniesionej na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(L-laktydo-ko-glikolidu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm (oznaczonej jako 1%PDLA/TMC);Fig. 4 - A coating containing 20 wt.% sirolimus relative to poly (D, L-trimethylene D, L-lactide-co-carbonate), formed from a 1% (w / w) methylene chloride working solution containing sirolimus, applied to a biodegradable polymer stent vascular of poly (L-lactide-co-glycolide) 4 mm in diameter and 30 mm in length (denoted as 1% PDLA / TMC);

fig. 5 - z powłoki zawierającej 20% wagowych ewerolimusu w stosunku do poli(L-laktydo-kowęglanu trimetylenu), utworzonej z 2% (w/w) roztworu roboczego w chlorku metylenu zawierającego ewerolimus, naniesionej na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(L-laktydu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm.Fig. 5 - A coating containing 20% by weight of everolimus relative to poly (L-trimethylene L-lactide carbonate), formed from a 2% (w / w) working solution in methylene chloride containing everolimus, applied to a biodegradable polymer vascular stent of poly ( L-lactide) 4 mm in diameter and 30 mm long.

P r z y k ł a d 1P r z k ł a d 1

Najpierw wytworzono kopolimer w reakcji kopolimeryzacji z otwarciem pierścienia w stopie z 0,15 mola cyklicznego węglanu trimetylenu i 0,85 mola L-laktydu. Odmierzoną ilość komonomerów dodano do reaktora laboratoryjnego zaopatrzonego w mieszadło, króćce doprowadzające argon i podłączenie do membranowej pompy próżniowej. Zawartość stopiono w temperaturze 150°C, włączono mieszanie, podłączono pompę próżniową i oddestylowywano możliwe zanieczyszczenia przez 20 min. Po tym czasie wyłączono pompę, wprowadzono argon a następnie dodano 0,001 mola acetylacetonianu cyrkonu (IV). Reakcję kopolimeryzacji prowadzono w zakresie temperatur od 140°C do 160°C przez 48 godzin pod lekkim nadciśnieniem argonu. Po tym czasie gorący produkt rozpuszczono w chloroformie i niezwłocznie wytrącono z zimnego metanolu. Otrzymany precypitat suszono do stałej masy w warunkach podciśnienia 8-12 kPa w temperaturze 45°C, otrzymując czysty poli(L-laktyd-ko-weglan trimetylenu) o zawartości 83% mol. laktydylu z wydajnością 92% wagowych, o średniej liczbowo masie cząsteczkowej 48000 g/mol i średniej długości mikrobloków laktydylowych 2,5 jednostek laktydylowych.First, a copolymer was prepared by a ring-opening copolymerization reaction in an alloy of 0.15 mole of trimethylene cyclic carbonate and 0.85 mole of L-lactide. A measured amount of comonomers was added to a laboratory reactor equipped with an agitator, argon inlets and a connection to a diaphragm vacuum pump. The contents were melted at 150 ° C, the agitation was turned on, a vacuum pump was connected and possible impurities were distilled off for 20 min. After this time, the pump was turned off, argon was introduced, and then 0.001 mol of zirconium (IV) acetylacetonate was added. The copolymerization reaction was carried out in the temperature range of 140 ° C to 160 ° C for 48 hours under a slight positive pressure of argon. At this time, the hot product was dissolved in chloroform and immediately precipitated from cold methanol. The obtained precipitate was dried to constant weight under a vacuum of 8-12 kPa at a temperature of 45 ° C to obtain pure poly (L-lactide-trimethylene co-carbonate) with 83 mol%. of lactidyl in a yield of 92% by weight, with a number average molecular weight of 48,000 g / mol and an average length of lactidyl microblocks of 2.5 lactidyl units.

Następnie odważono 0,266 g suchego poli(L-laktydo-ko-węglano trimetylenu) i rozpuszczono w 9 ml chlorku metylenu, po czym dodano uprzednio przygotowany roztwór sirolimusu otrzymany poprzez rozpuszczenie 0,0665 g sirolimusu w 1 ml chlorku metylenu. Całość mieszano w szczelnie zamkniętej fiolce przez 1 godzinę z użyciem mieszadła magnetycznego. Otrzymano 2% (w/w) roztwór roboczy kopolimeru w chlorku metylenu zawierający sirolimus, który naniesiono na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(L-laktydu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm. Roztwór naniesiono metodą zanurzeniową z wykorzystaniem urządzenia Dip Coater PTL-OV6P, MTI CORPORATION, przy szybkości zanurzania 1500 mm/min., czasie zanurzenia 1 s i 1 cyklu zanurzania. Pokryte roztworem stenty suszono przez 48 godzin na powietrzu w temperaturze 25°C, a następnie przez 72 godziny w warunkach podciśnienia 10,5 kPa. Uzyskano jednorodne pokrycie całej powierzchni stentu o średniej grubości warstwy 1,8 gm i gęstości pokrycia 170 gg/cm² , o zawartości 20% sirolimusu w stosunku do poli(L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu). W końcowym etapie stent z powłoką poddano sterylizacji z wykorzystaniem promieniowania jonizacyjnego.Next, 0.266 g of dry poly (L-lactide-co-trimethylene) was weighed and dissolved in 9 ml of methylene chloride, followed by the addition of a previously prepared sirolimus solution prepared by dissolving 0.0665 g of sirolimus in 1 ml of methylene chloride. The whole was mixed in a sealed vial for 1 hour using a magnetic stirrer. A 2% (w / w) working solution of copolymer in methylene chloride containing sirolimus was obtained, which was applied to a biodegradable polymer poly (L-lactide) vascular stent with a diameter of 4 mm and a length of 30 mm. The solution was applied by immersion using a PTL-OV6P Dip Coater, MTI CORPORATION, at a soak rate of 1500 mm / min, a soak time of 1 s and 1 dipping cycle. The stents covered with the solution were dried for 48 hours in air at 25 ° C, and then for 72 hours under a vacuum of 10.5 kPa. Uniform coverage of the entire surface of the stent was obtained with an average layer thickness of 1.8 gm and a coverage density of 170 gg / cm ² , with a content of 20% sirolimus in relation to poly (trimethylene L-lactide-co-carbonate). Finally, the coated stent was sterilized using ionizing radiation.

Zbadano kinetykę uwalniania sirolimusu z powłoki w warunkach in vitro, w soli fizjologicznej w temperaturze 37°C, mierząc uwalniane dobowe dawki leku. Uzyskane wyniki przedstawiono na fig. 1. Badania wykazały, że sirolimus uwalnia się po 1 dniu w ilości 35,9 %, po 3 dniach w ilości 50,3 %, a po 7 dniach w 62,6 %. Pozostała ilość leku uwalniała się równomiernie w okresie od 8 do 70 dni, ale już w mniejszej ilości.The kinetics of the release of sirolimus from the coating in vitro was investigated in saline at 37 ° C by measuring the released daily doses of the drug. The results obtained are shown in Fig. 1. The tests showed that sirolimus was released at 35.9% after 1 day, 50.3% after 3 days and 62.6% after 7 days. The remainder of the drug was released steadily over a period of 8 to 70 days, but less.

P r z y k ł a d 2P r z k ł a d 2

Odważono 0,133 g suchego kopolimeru poli(L-laktydo-ko-węglano trimetylenu) otrzymanego w przykładzie 1 i rozpuszczono w 9 ml chlorku metylenu, po czym dodano uprzednio przygotowany roztwór sirolimusu otrzymany poprzez rozpuszczenie 0,0332 g sirolimusu w 1 ml chlorku metylenu. Całość mieszano w szczelnie zamkniętej fiolce przez 1 godzinę z użyciem mieszadła magnetycznego. Otrzymano 1% (w/w) roztwór roboczy kopolimeru w chlorku metylenu zawierający sirolimus, który naniesiono na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli (L-laktydu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm. Roztwór naniesiono metodą zanurzeniową z wykorzystaniem urządzenia Dip Coater PTLOV6P, MTI CORPORATION, przy szybkości zanurzania 1500 mm/min., czasie zanurzenia 1 s i 1 cyklu zanurzania. Pokryte roztworem stenty suszono przez 48 godzin na powietrzu w temperaturze 25°C, a następnie przez 72 godziny w warunkach podciśnienia 10,5 kPa. Uzyskano jednorodne pokrycie całej powierzchni stentu o średniej grubości warstwy 1,6 gm i gęstości pokrycia 140 gg/cm², o zawartości 20% sirolimusu w stosunku do poli(L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu). W końcowym etapie stent z powłoką poddano sterylizacji z wykorzystaniem promieniowania jonizacyjnego.0.133 g of dry poly (L-lactide-co-trimethylene) copolymer obtained in Example 1 was weighed and dissolved in 9 ml of methylene chloride, and then the previously prepared sirolimus solution prepared by dissolving 0.0332 g of sirolimus in 1 ml of methylene chloride was added. The whole was mixed in a sealed vial for 1 hour using a magnetic stirrer. A 1% (w / w) working solution of a copolymer in methylene chloride containing sirolimus was obtained, which was applied to a biodegradable polymer poly (L-lactide) vascular stent with a diameter of 4 mm and a length of 30 mm. The solution was applied by immersion using a PTLOV6P Dip Coater, MTI CORPORATION, at a soak rate of 1500 mm / min, a soak time of 1 s and 1 dipping cycle. The stents covered with the solution were dried for 48 hours in air at 25 ° C, and then for 72 hours under a vacuum of 10.5 kPa. Uniform coverage of the entire surface of the stent was obtained with an average layer thickness of 1.6 gm and a coverage density of 140 gg / cm ² , with a content of 20% sirolimus in relation to poly (trimethylene L-lactide-co-carbonate). Finally, the coated stent was sterilized using ionizing radiation.

Zbadano kinetykę uwalniania sirolimusu z powłoki w warunkach in vitro, w soli fizjologicznej w temperaturze 37°C, mierząc uwalniane dobowe dawki leku. Uzyskane wyniki przedstawiono na fig. 2. Badania wykazały, że sirolimus uwalnia się po 1 dniu w ilości 36,9%, po 3 dniach w ilości 44,3%, a po 7 dniach w 66,2%. Pozostała cześć leku uwalniała się równomiernie w okresie od 8 do 70 dni, w mniejszej ilości, przy czym po 70 dniach zaobserwowano prawie całkowite uwolnienie leku w ilości 97%.The kinetics of the release of sirolimus from the coating in vitro was investigated in saline at 37 ° C by measuring the released daily doses of the drug. The results obtained are shown in Fig. 2. The tests showed that sirolimus was released at 36.9% after 1 day, 44.3% after 3 days and 66.2% after 7 days. The remainder of the drug was released steadily over a period of 8 to 70 days, with a smaller amount, with an almost complete drug release of 97% after 70 days.

P r z y k ł a d 3P r z k ł a d 3

W pierwszej kolejności wytworzono kopolimer w reakcji kopolimeryzacji z otwarciem pierścienia w stopie z 0,2 mola cyklicznego węglanu trimetylenu i 0,8 mola D,L-laktydu. Odmierzoną ilość komonomerów dodano do reaktora laboratoryjnego zaopatrzonego w mieszadło, króćce doprowadzające argon i podłączenie do membranowej pompy próżniowej. Zawartość stopiono w temperaturze 150°C, włączono mieszanie, podłączono pompę próżniową i oddestylowywano możliwe zanieczyszczenia przez 20 min. Po tym czasie wyłączono pompę, wprowadzono argon a następnie dodano 0,001 mola butanolanu cyrkonu (IV) Zr(CHsCH2CH2CH2O)4 w 2 ml toluenu. Zamknięto dopływ argonu i po podłączeniu pompy oddestylowano toluen. Ponownie wyłączono pompę i wprowadzono argon. Reakcję kopolimeryzacji prowadzono w zakresie temperatur od 150°C do 180°C przez 12 godzin pod lekkim nadciśnieniem argonu. Po tym czasie gorący produkt rozpuszczono w chloroformie i niezwłocznie wytrącono z zimnego metanolu. Otrzymany precypitat suszono do stałej masy w warunkach podciśnienia 8-12 kPa w temperaturze 45°C, otrzymując czysty poli(D,L-laktyd-ko-weglan trimetylenu) o zawartości 75% mol. laktydylu z wydajnością 89% wagowych, o średniej liczbowo masie cząsteczkowej 34000 g/mol i średniej długości mikrobloków laktydylowych 2,5 jednostek laktydylowych.First, a copolymer was produced by a ring-opening copolymerization reaction in an alloy with 0.2 moles of trimethylene cyclic carbonate and 0.8 moles of D, L-lactide. A measured amount of comonomers was added to a laboratory reactor equipped with an agitator, argon inlets and a connection to a diaphragm vacuum pump. The contents were melted at 150 ° C, the agitation was turned on, a vacuum pump was connected and possible impurities were distilled off for 20 min. After this time, the pump was turned off, argon was introduced, and then 0.001 mol of zirconium (IV) butoxide Zr (CHsCH2CH2CH2O) 4 in 2 ml of toluene was added. Argon was shut off and toluene was distilled off after connecting the pump. The pump was turned off again and argon was introduced. The copolymerization reaction was carried out in the temperature range from 150 ° C to 180 ° C for 12 hours under a slight positive pressure of argon. At this time, the hot product was dissolved in chloroform and immediately precipitated from cold methanol. The obtained precipitate was dried to constant weight under a vacuum of 8-12 kPa at a temperature of 45 ° C, obtaining pure poly (D, L-lactide-trimethylene co-carbonate) with a content of 75 mol%. of lactidyl with a yield of 89% by weight, a number average molecular weight of 34,000 g / mol and an average length of lactidyl microblocks of 2.5 lactidyl units.

Następnie odważono 0,266 g suchego poli(D,L-laktydo-ko-węglano trimetylenu) i rozpuszczono w 9 ml chlorku metylenu, po czym dodano uprzednio przygotowany roztwór sirolimusu otrzymany poprzez rozpuszczenie 0,0665 g sirolimusu w 1 ml chlorku metylenu. Całość mieszano w szczelnie zamkniętej fiolce przez 1 godzinę z użyciem mieszadła magnetycznego. Otrzymano 2% (w/w) roztwórThen 0.266 g of dry poly (D, L-lactide-co-trimethylene) carbonate was weighed and dissolved in 9 ml of methylene chloride, followed by the addition of a previously prepared sirolimus solution prepared by dissolving 0.0665 g of sirolimus in 1 ml of methylene chloride. The whole was mixed in a sealed vial for 1 hour using a magnetic stirrer. A 2% (w / w) solution was obtained

PL 236 142 B1 roboczy kopolimeru w chlorku metylenu zawierający sirolimus, który naniesiono na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(L-laktydu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm. Roztwór naniesiono metodą zanurzeniową z wykorzystaniem urządzenia Dip Coater PTL-OV6P, MTI CORPORATION, przy szybkości zanurzania 1500 mm/min., czasie zanurzenia 1 s i 1 cyklu zanurzania. Pokryte roztworem stenty suszono przez 48 godzin na powietrzu w temperaturze 25°C, a następnie przez 72 godziny w warunkach podciśnienia 8-10,5 kPa. Uzyskano jednorodne pokrycie całej powierzchni stentu o średniej grubości warstwy 1,6 μm i gęstości pokrycia 120 μg/cm², o zawartości 20% sirolimusu w stosunku do poli(D,L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu). W końcowym etapie stent z powłoką poddano sterylizacji z wykorzystaniem promieniowania jonizacyjnego.A working methylene chloride copolymer containing sirolimus which was applied to a biodegradable polymeric poly (L-lactide) vascular stent 4 mm in diameter and 30 mm in length. The solution was applied by immersion using a PTL-OV6P Dip Coater, MTI CORPORATION, at a soak rate of 1500 mm / min, a soak time of 1 s and 1 dipping cycle. The stents covered with the solution were dried for 48 hours in air at 25 ° C, and then for 72 hours under a vacuum of 8-10.5 kPa. Uniform coverage of the entire stent surface was obtained with an average layer thickness of 1.6 μm and a coverage density of 120 μg / cm ² , with a content of 20% sirolimus in relation to poly (D, L-lactide-trimethylene co-carbonate). Finally, the coated stent was sterilized using ionizing radiation.

Zbadano kinetykę uwalniania sirolimusu z powłoki w warunkach in vitro, w soli fizjologicznej w temperaturze 37°C, mierząc uwalniane dobowe dawki leku. Uzyskane wyniki przedstawiono na fig. 3. Badania wykazały, że sirolimus uwalnia się po 1 dniu w ilości 33,3%, po 3 dniach w ilości 47,3%, a po 7 dniach w 76,2%. Pozostała cześć leku uwalniała się równomiernie w okresie od 8 do 70 dni, w mniejszej ilości, przy czym po 70 dniach zaobserwowano prawie całkowite uwolnienie leku w ilości 97,6%.The kinetics of the release of sirolimus from the coating in vitro was investigated in saline at 37 ° C by measuring the released daily doses of the drug. The results obtained are shown in Fig. 3. The tests showed that sirolimus was released 33.3% after 1 day, 47.3% after 3 days and 76.2% after 7 days. The remainder of the drug was released steadily over a period of 8 to 70 days, with a smaller amount, with an almost complete drug release of 97.6% after 70 days.

P r z y k ł a d 4P r z k ł a d 4

Odważono 0,133 g suchego kopolimeru poli(D,L-laktydo-ko-węglano trimetylenu) otrzymanego w przykładzie 3 i rozpuszczono w 9 ml chlorku metylenu, po czym dodano uprzednio przygotowany roztwór sirolimusu otrzymany poprzez rozpuszczenie 0,0332 g sirolimusu w 1 ml chlorku metylenu. Całość mieszano w szczelnie zamkniętej fiolce przez 1 godzinę z użyciem mieszadła magnetycznego. Otrzymano 1% (w/w) roztwór roboczy kopolimeru w chlorku metylenu zawierający sirolimus, który naniesiono na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(L-laktydo-ko-glikolidu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm. Roztwór naniesiono metodą zanurzeniową z wykorzystaniem urządzenia Dip Coater PTL-OV6P, MTI CORPORATION, przy szybkości zanurzania 1500 mm/min., czasie zanurzenia 1 s i 1 cyklu zanurzania. Pokryte roztworem stenty suszono przez 48 godzin na powietrzu w temperaturze 25°C, a następnie przez 72 godziny w warunkach podciśnienia 10,5 kPa. Uzyskano jednorodne pokrycie całej powierzchni stentu o średniej grubości warstwy 1,2 μm i gęstości pokrycia 100 μg/cm², o zawartości 20% sirolimusu w stosunku do poli(D,L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu). W końcowym etapie stent z powłoką poddano sterylizacji z wykorzystaniem promieniowania jonizacyjnego.0.133 g of dry poly (D, L-lactide-co-trimethylene) copolymer obtained in Example 3 was weighed and dissolved in 9 ml of methylene chloride, then the previously prepared sirolimus solution prepared by dissolving 0.0332 g of sirolimus in 1 ml of methylene chloride was added. . The whole was mixed in a sealed vial for 1 hour using a magnetic stirrer. A 1% (w / w) copolymer working solution in methylene chloride containing sirolimus was obtained, which was applied to a biodegradable polymer vascular stent made of poly (L-lactide-co-glycolide) with a diameter of 4 mm and a length of 30 mm. The solution was applied by immersion using a PTL-OV6P Dip Coater, MTI CORPORATION, at a soak rate of 1500 mm / min, a soak time of 1 s and 1 dipping cycle. The stents covered with the solution were dried for 48 hours in air at 25 ° C, and then for 72 hours under a vacuum of 10.5 kPa. Uniform coverage of the entire stent surface was obtained, with an average layer thickness of 1.2 μm and a coverage density of 100 μg / cm ² , with a content of 20% sirolimus in relation to poly (D, L-lactide-trimethylene co-carbonate). Finally, the coated stent was sterilized using ionizing radiation.

Zbadano kinetykę uwalniania sirolimusu z powłoki w warunkach in vitro, w soli fizjologicznej w temperaturze 37°C, mierząc uwalniane dobowe dawki leku. Uzyskane wyniki przedstawiono na fig. 4. Badania wykazały, że sirolimus uwalnia się po 1 dniu w ilości 38,8 %, po 3 dniach w ilości 41,5%, a po 7 dniach w 66,9 %. Pozostała cześć leku uwalniała się równomiernie w okresie od 8 do 70 dni, w mniejszej ilości, przy czym po 70 dniach zaobserwowano prawie całkowite uwolnienie leku w ilości 98,4%.The kinetics of the release of sirolimus from the coating in vitro was investigated in saline at 37 ° C by measuring the released daily doses of the drug. The results obtained are shown in Figure 4. The tests showed that sirolimus was released at 38.8% after 1 day, 41.5% after 3 days and 66.9% after 7 days. The remainder of the drug was released steadily over a period of 8 to 70 days, with a smaller amount, with an almost complete drug release of 98.4% after 70 days.

P r z y k ł a d 5P r z k ł a d 5

Odważono 0,266 g suchego kopolimeru poli(L-laktydo-ko-węglano trimetylenu) otrzymanego w przykładzie 1 i rozpuszczono w 9 ml chlorku metylenu, po czym dodano uprzednio przygotowany roztwór ewerolimusa otrzymany poprzez rozpuszczenie 0,0665 g ewerolimusu w 1 ml chlorku metylenu. Całość mieszano w szczelnie zamkniętej fiolce przez 1 godzinę z użyciem mieszadła magnetycznego. Otrzymano 2% (w/w) roztwór roboczy kopolimeru w chlorku metylenu zawierający ewerolimus, który naniesiono na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(L-laktydu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm. Roztwór naniesiono metodą zanurzeniową z wykorzystaniem urządzenia Dip Coater PTLOV6P, MTI CORPORATION, przy szybkości zanurzania 1500 mm/min., czasie zanurzenia 1 s i 1 cyklu zanurzania. Pokryte roztworem stenty suszono przez 48 godzin na powietrzu w temperaturze 25°C, a następnie przez 72 godziny w warunkach podciśnienia 10,5 kPa. Uzyskano jednorodne pokrycie całej powierzchni stentu o średniej grubości warstwy 1,8 μm i gęstości pokrycia 170 μg/cm², o zawartości 20% sirolimusu w stosunku do poli(L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu). W końcowym etapie stent z powłoką poddano sterylizacji z wykorzystaniem promieniowania jonizacyjnego. Zbadano kinetykę uwalniania ewerolimusu z powłoki w warunkach in vitro, w soli fizjologicznej w temperaturze 37°C, mierząc uwalniane dobowe dawki leku. Uzyskane wyniki przedstawiono na fig. 5. Badania wykazały, że po 21 dniach uwolnione zostało 75% ewerolimusu, a po 91 dniach 83,2%.0.266 g of dry poly (L-lactide-co-trimethylene) copolymer obtained in Example 1 was weighed and dissolved in 9 ml of methylene chloride, then the previously prepared everolimus solution prepared by dissolving 0.0665 g of everolimus in 1 ml of methylene chloride was added. The whole was mixed in a sealed vial for 1 hour using a magnetic stirrer. A 2% (w / w) working solution of a copolymer in methylene chloride containing everolimus was obtained, which was applied to a biodegradable polymeric poly (L-lactide) vascular stent with a diameter of 4 mm and a length of 30 mm. The solution was applied by immersion using a PTLOV6P Dip Coater, MTI CORPORATION, at a soak rate of 1500 mm / min, a soak time of 1 s and 1 dipping cycle. The stents covered with the solution were dried for 48 hours in air at 25 ° C, and then for 72 hours under a vacuum of 10.5 kPa. Homogeneous coverage of the entire stent surface was obtained, with an average layer thickness of 1.8 μm and a coverage density of 170 μg / cm ² , with a content of 20% sirolimus in relation to poly (trimethylene L-lactide-co-carbonate). Finally, the coated stent was sterilized using ionizing radiation. The release kinetics of everolimus from the coating was investigated in vitro, in saline at 37 ° C, by measuring the released daily doses of the drug. The results obtained are shown in Fig. 5. The tests showed that 75% of everolimus had been released after 21 days and 83.2% after 91 days.

P r z y k ł a d 6P r z k ł a d 6

Najpierw wytworzono kopolimer w reakcji kopolimeryzacji z otwarciem pierścienia w stopie z 0,5 mola cyklicznego węglanu trimetylenu i 0,5 mola D,L-laktydu. Odmierzoną ilość komonomerów dodano do reaktora laboratoryjnego zaopatrzonego w mieszadło, króćce doprowadzające argon i podłączenie do membranowej pompy próżniowej. Zawartość stopiono w temperaturze 150°C, włączono mieszanie, podłączono pompę próżniową i oddestylowywano możliwe zanieczyszczenia przez 20 min. Po tym czasie wyłączono pompę, wprowadzono argon a następnie dodano 0,001 mola chlorku cyrkonu (IV) ZrCl4. Reakcję kopolimeryzacji prowadzono w zakresie temperatur od 110°C do 130°C przez 48 godzin pod lekkim nadciśnieniem argonu. Po tym czasie gorący produkt rozpuszczono w chloroformie i niezwłocznie wytrącono z zimnego metanolu. Otrzymany precypitat suszono do stałej masy w warunkach podciśnienia 8-12 kPa w temperaturze 45°C, otrzymując czysty poli(D,L-laktyd-ko-weglan trimetylenu) o zawartości 55% mol. laktydylu z wydajnością 92% wagowych, o średniej liczbowo masie cząsteczkowej 65000 g/mol i średniej długości mikrobloków laktydylowych 1,8 jednostek laktydylowych.First, a copolymer was made by a ring-opening copolymerization reaction in an alloy of 0.5 mole of trimethylene cyclic carbonate and 0.5 mole of D, L-lactide. A measured amount of comonomers was added to a laboratory reactor equipped with an agitator, argon inlets and a connection to a diaphragm vacuum pump. The contents were melted at 150 ° C, the agitation was turned on, a vacuum pump was connected and possible impurities were distilled off for 20 min. After this time, the pump was turned off, argon was introduced, and then 0.001 mol of zirconium (IV) chloride ZrCl4 was added. The copolymerization reaction was carried out in the temperature range from 110 ° C to 130 ° C for 48 hours under a slight positive pressure of argon. At this time, the hot product was dissolved in chloroform and immediately precipitated from cold methanol. The obtained precipitate was dried to constant weight under a vacuum of 8-12 kPa at a temperature of 45 ° C, obtaining pure poly (D, L-lactide-trimethylene co-carbonate) with a content of 55 mol%. of lactidyl with a yield of 92% by weight, a number average molecular weight of 65,000 g / mol and an average length of lactidyl microblocks of 1.8 lactidyl units.

Następnie odważono 0,133 g suchego poli(D,L-laktydo-ko-węglano trimetylenu) i rozpuszczono w 9 ml chlorku metylenu, po czym dodano uprzednio przygotowany roztwór sirolimusu otrzymany poprzez rozpuszczenie 0,0332 g sirolimusu w 1 ml chlorku metylenu. Całość mieszano w szczelnie zamkniętej fiolce przez 1 godzinę z użyciem mieszadła magnetycznego. Otrzymano 1% (w/w) roztwór roboczy kopolimeru w chlorku metylenu zawierający sirolimus, który naniesiono na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(tereftalanu butylu) o średnicy 4 mm i długości 20 mm. Roztwór naniesiono metodą zanurzeniową z wykorzystaniem urządzenia Dip Coater PTL-OV6P, MTI CORPORATION, przy szybkości zanurzania 400 mm/min., ilość cykli - 10, czas zanurzenia: pierwszy cykl 20 s, następne cykle 1 s, czas pomiędzy cyklami 20 s. Pokryte roztworem stenty suszono przez 48 godzin na powietrzu w temperaturze 25°C, a następnie przez 72 godziny w warunkach podciśnienia 10,5 kPa. Uzyskano jednorodne pokrycie całej powierzchni stentu o średniej grubości warstwy 2,6 pm i gęstości pokrycia 310 pg/cm², o zawartości 40% sirolimusu w stosunku do poli(D,L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu).Then 0.133 g of dry poly (D, L-lactide-co-trimethylene) carbonate was weighed and dissolved in 9 ml of methylene chloride, followed by the addition of a previously prepared sirolimus solution prepared by dissolving 0.0332 g of sirolimus in 1 ml of methylene chloride. The whole was mixed in a sealed vial for 1 hour using a magnetic stirrer. A 1% (w / w) working solution of a copolymer in methylene chloride containing sirolimus was obtained, which was applied to a biodegradable polymer poly (butyl terephthalate) vascular stent with a diameter of 4 mm and a length of 20 mm. The solution was applied by immersion using the PTL-OV6P, MTI CORPORATION Dip Coater device, at the immersion speed of 400 mm / min, number of cycles - 10, immersion time: first cycle 20 s, subsequent cycles 1 s, time between cycles 20 s. with the solution, the stents were dried for 48 hours in air at 25 ° C, and then for 72 hours under a vacuum of 10.5 kPa. Uniform coverage of the entire surface of the stent was obtained with an average layer thickness of 2.6 µm and a coating density of 310 pg / cm ² , with a content of 40% sirolimus in relation to poly (D, L-trimethylene-lactide-co-carbonate).

P r z y k ł a d 7P r z k ł a d 7

Roztwór roboczy wytworzony w przykładzie 5 naniesiono na biodegradowalny polimerowy stent naczyniowy z poli(L-laktydu) o średnicy 4 mm i długości 30 mm. Roztwór naniesiono metodą zanurzeniową z wykorzystaniem urządzenia Dip Coater PTL-OV6P, MTI CORPORATION, przy szybkości zanurzania 1800 mm/min., czasie zanurzenia 2 s, stosując 3 identyczne cykle zanurzania, z zastosowaniem 4 minutowego czasu przerwy pomiędzy cyklami. Pokryte roztworem stenty suszono przez 48 godzin na powietrzu w temperaturze 25°C, a następnie przez 72 godziny w warunkach podciśnienia 10,5 kPa. Uzyskano jednorodne pokrycie całej powierzchni stentu o średniej grubości warstwy 2,5 pm i gęstości pokrycia około 290 pg/cm², o zawartości 20% sirolimusu w stosunku do poli(L-laktydo-ko-węglanu trimetylenu).The working solution prepared in Example 5 was applied to a biodegradable poly (L-lactide) polymer vascular stent 4 mm in diameter and 30 mm in length. The solution was applied by a dip method using a PTL-OV6P Dip Coater, MTI CORPORATION, at a dip speed of 1800 mm / min, a 2 s dip time, using 3 identical dip cycles, with a 4 minute interval between cycles. The stents covered with the solution were dried for 48 hours in air at 25 ° C, and then for 72 hours under a vacuum of 10.5 kPa. Uniform coverage of the entire surface of the stent was obtained with an average layer thickness of 2.5 µm and a coverage density of about 290 µg / cm ² , with a sirolimus content of 20% in relation to poly (trimethylene L-lactide-co-carbonate).

Claims

Patent claims

1. A method of producing a coating for the controlled release kinetics of an inhibitor of the mTOR pathway, especially sirolimus or everolimus, on polymer vascular stents from the copolymer-mTOR pathway inhibitor system, in which a working solution is applied to the stent surface, containing a copolymer resulting from the comonomer copolymerization process: -lactide or D, L-lactide and trimethylene carbonate, by ring opening, in the melt, in the presence of a copolymerization initiator, which are zirconium (IV) compounds, characterized in that the copolymer constituting a component of the working solution is obtained by continuously mixing comonomers in forms of trimethylene carbonate and lactide in a molar ratio ranging from 0.15-0.6 moles of trimethylene carbonate and 0.4-0.85 moles of lactide at a temperature of 110-200 ° C, preferably 120-150 ° C, for 6-96 hours using zirconium acetylacetonate and / or zirconium chloride and / or zirconium alkoxide of the general formula Zr (OR) 4 as initiator of the copolymerization reaction, wherein R denotes alkyl groups of the general formula CnH2n + 1, while maintaining the molar ratio of the sum of the comonomers used to the copolymerization initiator in the range from 300: 1 to 1200: 1, and then from the thus obtained poly (trimethylene lactide-co-carbonate) copolymer with a random chain microstructure and an average length of lactidyl microblocks lower than 3.5 units and with a lactidyl molar content of 10-90%, preferably 75%, a working solution is prepared by dissolving it in methylene chloride, cleaning and drying in a vacuum of 8-12 kPa at a temperature 20-60 ° C for 48-80 hours until a constant weight, then the dry copolymer is dissolved in methylene chloride so as to obtain a solution with a concentration of 0.5-5.0% by weight, preferably 1-2% by weight, is added to

The previously prepared solution of the mTOR pathway inhibitor, which is sirolimus or everolimus, in methylene chloride at a concentration of 1-13% w / v and the whole is homogenized, then the working solution containing poly (trimethylene lactide-co-carbonate) and the mTOR pathway inhibitor, which is sirolimus or everolimus, in methylene chloride, is applied to a biostable or biodegradable polymeric vascular stent at a temperature of 4-30 ° C by immersing the stent into it for a number of cycles of 1-50, with an immersion rate of 40- 3000 mm / min, for 0.1-30 sec, and the immersion / ascent duration is 0.2-50 sec / cycle, after which a coating formed with a preferred thickness of 0.8-5.0 gm, containing after removal of the solvent 5 -40% by weight of the mTOR pathway inhibitor dispersed therein, which is sirolimus or everolimus, based on poly (trimethylene lactide-co-carbonate), and preferably 20-30% by weight, is dried, cured and finally sterilized, preferably by ion radiation isolation.

2. The method according to p. The method of claim 1, characterized in that the coating applied to the stent from the working solution is dried at a temperature of 25 ° C for 48 hours, and then under a vacuum of 8-12 kPa for a further 72 hours.

3. The method according to p. The method of claim 1, wherein the working solution is applied to the polymeric vascular stent by the dip method, at a dipping rate of 1000-3000 mm / min.

4. The method according to p. The method of claim 1, characterized in that, in the case of applying the working solution to a polymeric vascular stent made of aliphatic polyesters, the immersion time is 0.2-3 s / cycle, preferably 1-3 s / cycle, with the number of cycles 1-4 and the interval between cycles of 5-10 minutes.

5. The method according to p. The method of claim 1, characterized in that in the case of applying the working solution to a polymeric vascular stent made of polyethylene terephthalate, the immersion / ascent duration is 5-30 s / cycle, preferably 5-15 s / cycle, with a number of cycles of 5-30 and a cycle interval of 20s-5 minutes.