PT1448656E - Polímero biodegradável. - Google Patents

Description

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DESCRIÇÃO "POLÍMERO BIODEGRADÁVEL"-

Financiamento Governamental 0 trabalho aqui descrito foi financiado, em parte, por uma bolsa atribuída pelos National Institutes of Health (#5~R01-HL60435-02) . Desta forma, o Governo poderá ter alguns direitos sobre esta invenção.

Antecedentes da invenção

Os polímeros biodegradáveis têm um potencial significativo em vários campos da medicina, como na engenharia de tecidos, administração de medicamentos e detecção ín vivo. Muitos dos dispositivos biomédicos são implementados num ambiente mecânico dinâmico do corpo que por sua vez necessita que os implantes sustenham e recuperem a partir das várias deformações, sem a irritação mecânica do tecido envolvente. Em muitos casos, as matrizes e armações destes implantes seriam idealmente feitos com polímeros biodegradáveis que imitam as funções da matriz extracelular (ECM), uma rede proteica suave, resistente, e que fornece a estabilidade mecânica e a integridade estrutural aos tecidos e aos órgãos. Assim, um polímero biodegradável elastómero que recupere rapidamente das deformações relativamente grandes, é uma vantagem para manter o funcionamento adequado do implante 2 (Peppas, N.A., et. al., New Challenges in Biomaterials, Science 263: 1715-20, 1994; Langer, R. Biomaterials: Status, Challenges and Perspectives. AIChE J„ 46: 1286-1289, 2000). No entanto, os polímeros biodegradáveis mais disponíveis não são os elastómeros e >95% do rendimento destes polímeros é gerado por suturas bio-absorvíveis. Por exemplo, PLGA tem um módulo de 2GPa e alongamento máximo de cerca de 2-10%. Em contraste, o do módulo do colagénio é 1.2GPa, e o módulo da elastina é de 410 kPa. Os polímeros biodegradáveis comuns necessitam frequentemente de uma superfície de modificação para a humidificação e a ligação de células (Gao, J„, Niklason, et al. Surfasse Hydroliysis of Poly(glycolic acid) Meshes Increases the Seeding Density of Vascular SmoothMuscle Cells. J. Biomed. Mater. Res. 42: 417-424, 1998) e estão sujeitos a uma encapsulação fibrosa {Anderson, J.M. et al., Biodegration and Biocompatibiliy of PLA and PLGAMicrosoheres. Adv. Drug. Deliv. Rev. 28: 5-24, 1997; Anderson, J.M., In vivo Biocompatibility of Implantable Delivery Systems and Biomaterials. Eur. J. Pharm. Biopharm. 40: 1-8 1994).

Resumo da Invenção

Numa perspectiva, a invenção é um polímero que inclui uma condensação biodegradável do polímero de glicerol e de um diácido, 0 polímero tem um módulo elástico de tensão de 5 MPa ou menos. 0 polímero poderá ser biocompatível, elastómero ou ambos. A razão de glicerol para o diácido pode ficar compreendida entre 1 e 1.5. 0 diácido poderá ser ácido sebácico. Alternativamente, o diácido poderá ter poucas 3 cadeias de carbono, por exemplo, entre 3 e 9 átomos de carbono. Os diácidos mais longos que têm cadeias com 10, 15 20 ou 25 átomos de carbono, também poderão ser utilizados. O diácido poderá incluir uma ou mais ligações duplas e um grupo aromático, uma amina, um grupo hídroxilo, um átomo de halogéneo, uma cadeia lateral alifática, ou qualquer combinação dos anteriores. O polímero poderá ter uma densidade de ligações cruzadas de 40¾ ou menos, menos do que 30%, menos do que 20%, menos do 20%, menos do que 5%, menos do que 1%, menos do que 0,51 ou menos do que 0,05%. O módulo de Young do polímero poderá ser menos do que 3 MPa, menos do que 1 MPa. A última tensão de força do polímero poderá ser maior do que 0,5 Mpa. 0 polímero poderá ter uma elongação máxima maior do que 250%. Quando polímero for exposto a um ambiente aquoso, este poderá ser caracterizado pela erosão de superfície. 0 polímero poderá ainda incluir uma biomolécula, um grupo hidrófilo, um grupo hidrófobo, um grupo orgânico não-proteico, um ácido, uma pequena molécula, um agente bioactivo, ou qualquer combinação dos anteriores. Por exemplo, a biomolécula poderá ser um factor de crescimento, uma sequência de aderência celular, um componente de matriz extracelular polinucleotídica, polissacárido, polipéptido, ou qualquer combinação destas. Estes grupos moleculares poderão ser ligados ao polímero através de uma ligação covalente ou uma ligação não-covalente, por exemplo uma ligação de hidrogénio, uma interacção electrostática, uma interacção hidrófoba, ou uma interacção van der Waals. 4 0 polímero poderá ser enriquecido com células, por exemplo, com células de conjuntivas, células de órgãos, células musculares, células nervosas ou uma combinação das mesmas. Noutra configuração, o polímero poderá ainda incluir outro polímero como uma mistura ou aducção. 0 segundo polímero poderá ser biodegradável ou não-biodegradável e, poderá ser biocompatível.

Om cromóforo poderá ser ligado por uma ligação covalente ao polímero. Um receptor poderá ser ligado por uma ligação covalente ao cromóforo ou servir de intermediário entre o cromóforo e o polímero. 0 polímero poderá ser poroso e poderá incluir um agente porogénico. A forma do polímero poderá ser uma partícula, um tubo, uma esfera, um fio, um fio em espiral, uma rede capilar, um filme, uma fibra, uma mecha, ou uma folha. Num outra perspectiva, a invenção é um polímero que inclui uma condensação biodegradável elastómera do glicerol e do diácido. Numa outra configuração, a invenção é um polímero que inclui uma condensação biodegradável do polímero de glicerol e do diácido, onde o polímero é adaptado e construído para ser utilizado como um adesivo.

Noutra perspectiva, a invenção é um dispositivo de distribuição de um medicamento que inclui o polímero de glicerol-diácido e uma pequena molécula, uma molécula bíoactiva, ou ambas. A pequena molécula ou bioactiva poderá ter uma ligação covalente ou não-covalente ao polímero. 0 dispositivo de distribuição do medicamento poderá ser adaptado para ser implementado na região abdominal do doente e a pequena molécula ou bioactiva poderá ser agente anti-inflamatórío. 5

Numa outra perspectiva, a invenção é um stent cardíaco incluindo (i) uma mecha extensível de metal e uma camada que inclui um co-polímero glicerol-diácido ou (ii) uma mistura do co-polimero e um segundo polímero biocompatível. Ambas com um stent de revestimento e um stent polimérico poderão incluir uma pequena molécula, ou um agente bioactivo disposto dentro do polímero, por exemplo, uma ligação covalente ou não-covalente ao polímero segundo polímero biocompatível, ou ambos. 0 segundo polímero biocompatível poderá ser biodegradável ou não-biodegradável.

Numa outra perspectiva, a invenção é um absorvente numa peça de vestuário que inclui uma camada superior permeável a líquidos, uma camada inferior que inclui um co-polímero glicerol-diácido e um núcleo absorvente de líquido colocado entre a camada superior e a camada inferior. 0 polímero poderá ser degradável num aterro sanitário e a peça de vestuário poderá ser uma fralda, um protector de incontinência, um penso higiénico, o forro de umas cuecas ou um penso cirúrgico.

Numa outra perspectiva, a invenção é uma pastilha elástica que inclui o co-polímero glicerol-diácido e um agente de sabor, corante ou ambos. A pastilha poderá ainda incluir uma pequena molécula, um nutriente ou ambos que podem ser ligados por uma ligação covalente ou não covalente ao polímero.

Numa outra configuração, a invenção é um balão insuflável que inclui o co-polímero glicerol-diácido e que é biodegradável num ambiente exterior. 6

Num outra configuração, a invenção é um isco de pesca ou uma mosca de pesca que inclui o co-polímero glicerol-diácido e que inclui o gancho; o polímero degrada-se após a exposição a um ambiente aquoso. Numa outra configuração, a invenção é um saco descartável que inclui o co-polímero glicerol-diácido. 0 saco descartável degrada-se num aterro sanitário.

Numa outra perspectiva, a invenção é aplicada em engenharia de construção de tecidos, que inclui uma condensação do polímero de glicerol e um diácido elastómero biodegradável. A razão de glicerol para o diácido pode ficar compreendida entre 1 e 1,5, 0 diácido poderá ser ácido sebácico. Ficar compreendido entre 1 e 1,5. O diácido poderá ser ácido sebácico. Alternativamente, o diácido poderá ter poucas cadeias de carbono, por exemplo, entre 3 e 9 átomos de carbono, mais do que 10 átomos, mais do que 15 átomos, mais do que 20 átomos ou mais do que 25 átomos. 0 polímero poderá ter densidade de ligações cruzadas de 40% ou menos, menos do que 30%, menos do que 20%, menos do 20%, menos do que 51.0 módulo de Young poderá ter menos de 5 MPa, 3 Mpa, menos do que 1 MPa, menos do que 0,5 MPa. A última tensão de força do polímero poderá ser maior do que 0,5 Mpa. 0 polímero poderá ter um alongamento máximo superior a 250%. Quando o polímero for exposto a um ambiente fisiológico, este poderá ser caracterizado pela erosão de superfície. 0 tecido seleccionado poderá ser seleccionado de entre tecido muscular, tecido conjuntivo, tecido nervoso, tecido dos órgãos, tecido epitelial, ou uma combinação dos mesmos. Por exemplo, o tecido poderá ser tecido da pele, dos pulmões, do músculo cardíaco, do músculo esquelético, do músculo liso, da 7 válvula do coração, do osso, do nervo, do rim, da bexiga, do fígado, do tendão, dos ligamentos ou do pâncreas. A construção poderá ser cultivada com células de tecido conjuntivo, células de órgãos, células de músculo, células nervosas ou algumas combinações destas. Por exemplo, as células poderão ser tenócitos, fibroblastos, células de ligamentos, células endoteliais, células dos pulmões, células do músculo cardíaco, células de músculo esquelético, células de Langerhans, células nervosas, hepatocitos, células renais, células da bexiga, células ureteliais, condrócitos, ou células de formação de osso. A forma do polímero poderá ser em partículas, um tubo, uma esfera, um fio, um fio em espiral, uma rede capilar, um filme, uma fibra, uma mecha, ou uma folha. 0 polímero poderá ser poroso, e a construção do tecido poderá incluir um agente porogénico* A construção poderá ainda incluir uma biomolécula, um grupo um grupo hidrófilo, um grupo hidrófobo, um grupo orgânico não-proteíco, um ácido, uma pequena molécula, um agente bioactivo, ou qualquer combinação dos anteriores. A construção poderá ainda incluir um segundo polímero de condensação biocompatível. 0 segundo polímero biocompatível poderá ser biodegradável ou não-biodegradável.

Num outra perspectiva, a invenção é um método de produção de polímero. A invenção inclui os passos de combinação de quantidades molares iguais de glicerol e diácido para formar uma mistura, mantendo a mistura numa temperatura de 120°C e uma pressão de 40m Torr até que a mistura forme um polímero que tenha o cruzamento de densidade predeterminado. A mistura 8 poderá ser mantida a 40m Torr durante 24 horas ou 48 horas. 0 passo de combinar poderá ainda incluir a adição de agente porogénico, por exemplo, azodicarboimida, um halogeneto de metal alcalino, ou sal solúvel em água. A mistura polimerizada poderá ser impregnada em água para limpar o agente porogénico. 0 método poderá ainda incluir a modificação dos grupos hidroxilo no polímero com uma ou mais biomoléculas, um grupo hidrófilo, um grupo hidrófobo, um grupo proteico não-orgânica, um ácido, uma pequena molécula ou um agente bio-activo. 0 método poderá ainda incluir os passos de inclusão de um substrato que tenha um padrão predeterminado de sulcos e canais e uma camada de sacrificial de material solúvel em água, ao deitar a mistura sobre os substrato após o passo de combinação e, após a mistura ter o seu cruzamento de densidade predeterminado, a dissolução da camada sacrificial para libertar o polímero do substrato. 0 polímero tem de libertar o padrão correspondente ao padrão predeterminado. A libertação do padrão no polímero poderá ser coberta para formar canais cobertos. Por exemplo, a cobertura poderá incluir um co-polímero elastomérico de glicerol e um diácido. 0 passo de cobertura poderá incluir a providência de uma cobertura, a disposição parcial de uma mistura polimerizada equimolar e um diácido entre a cobertura e o polímero, e uma ligação cruzada da mistura equimolar. Uma cobertura também poderá ser providenciada ao combinar quantidades iguais de molar de glicerol e de um diácido, na forma de uma mistura, mantendo a mistura à temperatura de 120°C, numa atmosfera inerte e a uma pressão de 1 Torr durante 24 horas, tornando a 9 mistura num filme, colocando o filme sobre o relevo do padrão no polímero, e mantendo a mistura à temperatura de 120°C, numa atmosfera inerte com a pressão de 1 Torr até que o filme atinja a densidade de ligações cruzadas predeterminada. A mistura poderá formar um filme antes ou depois do processo inicial de conservação.

Definições "Biomoléculas": o "termo biomoléculas", tal como aqui é utilizado refere-se às moléculas ( por exemplo, proteínas, aminoácidos, peptídeos, polynucleotides, nucleótidos, hidratos de carbono, açucares, lípidos, nucleoproteínas, glicoproteínas, lipoproteínas, esteróides, etc.) quer ocorram de forma natural, quer sejam criados artificialmente (por exemplo, através de métodos sintéticos ou recombinantes) são encontrados com frequência nas células e tecidos.

Incluem as classes especiais de biomoléculas, mas não estão limitadas às enzimas, receptores, neurotransmissores, hormonas, citocina, modificadores de resposta das células como os factores de crescimento e factores quimiotácticos, vacinas de anticorpos, haptenos, toxinas, interferons, ribozinas, agentes antisépticos, plasmidos, DNA e RNA. "Biocompatível": 0 termo "biocompatível" tal como aqui é utilizado serve para descrever os materiais que não se espera provoquem uma resposta nociva in vivo. "Biodegradável": 0 termo polímero "biodegradável" tal como aqui é utilizado refere-se aos polímeros que se degradam na totalidade (por exemplo: até às espécies monómeras) nas condições fisiológicas ou endossomais. Nas configurações 10 preferidas, os polímeros e a biodegradação dos subprodutos são biocompativeis.

Os polímeros biodegradáveis não são necessariamente degradáveis por hidrólise e podem necessitar de uma acção enzimática para se degradarem na totalidade. "Elastómero": O termo polímero "elastómero" tal como aqui é utilizado refere-se ao material macro molecular que rapidamente pode voltar à forma aproximada da qual foi substancialmente distorcido, por meio de uma tensão ligeira. O elastómero maís comum é a borracha. "Condições Endossomais": A expressão "condições endossomais" tal como aqui é utilizada refere-se à variedade de condições químicas e (por exemplo, pH, força iónica) e bioquímicas (por exemplo concentrações de enzimas)que provavelmente serão encontradas nas vesículas endossomais. Para a maioria das vesículas endossomais, a variedade do pH endossomal é de 5.0 até 6.5. "Condições fisiológicas": A expressão "condições fisiológicas" tal como aqui é utilizada refere-se à variedade de condições químicas (por exemplo, pH, força iónica) e bioquímicas (por exemplo, concentrações de enzimas) que provavelmente serão encontradas nos fluidos dos tecidos intracelulares e extracelulares. Para a maioria dos tecidos, a variação do pH é entre 7.0 e 7.4. "Polinucleotídeo", "ácido nucleótído" ou " oligoucleotídeo": Os termos "polinucleotídeo", "ácido nucleótído" ou " oligoucleotídeo" tal como aqui são utilizados referem-se ao polímero de nucleótidos. Os termos "polinucleotídeo", "ácido nucleótído" ou " oligoucleotídeo" podem ser utilizados 11 alternadamente. Um polímero de nucleótido, tipicamente incluiu pelo menos três nucleótidos. DNAS e RNAS são polinucleotídeos. 0 polímero poderá incluir os nucleosídos naturais (por exemplo, adenosina, timidina, guanosina, citidina, uridina, deoxiadenosina, deoxitimidina, deoxiguanosina e deoxicitidina), os analogos do nucleosido (por exemplo, 2-aminoadenosina, 2-tiotimidina, ionosina, pirrolo-pirimidina, 3-metil adenosina, C5-propinilcitidina, C5-propiniluridina, C5-bromouridina, CS-flouridine, C5-iodouridina, C5~inetilcitidina, 7-deazaadenosina, 7-deazaaguanosina, 8-oxoadenasina, 8-oxoguanosina, o(6)~ metilguanina, e 2-tiocitidina), as bases quimicamente modificadas, as bases modificadas biologicamente (por exemplo, as bases metiladas), as bases intercaladas, os açúcares modificados ( por exemplo, 21-fluoribose, ribose, 2'-deoxiribose, arabinose e hexose), ou grupos modificados de fosfato ( por exemplo, fosforotioates e ligações de 5' fosforamidite) . "Polipeptido", "péptido" ou "proteína": De acordo com a presente invenção, um "polipeptido", "péptido" ou "proteína" inclui uma tranche de pelo menos três aminoácidos ligados entre si pelas ligações do péptido. Os termos "Polipeptido", "péptido" ou "proteína" podem ser utilizados alternadamente. 0 péptido pode referir-se a um péptido individual ou a uma colecção de péptidos. Preferencialmente, os péptidos inventivos contêm apenas aminoácidos naturais, embora os aminoácidos não naturais (por exemplo, compostos que possam não ocorrer naturalmente mas que possam ser incorporados na cadeia do polipeptido; ver por exemplo, 12 http://www.cco.caltech.edu/-dadgrp/unnastruct.gif que foi incorporada com sucesso nos canais funcionais do ião) e/ ou análogos do aminoácido que são conhecidos na arte e que possam ser utilizados como alternativa.

Também, um ou mais dos aminoácidos no péptido inventivo poderão ser modificados, por exemplo, através da adição de uma entidade química como um grupo hidrato de carbono, um grupo fosfato, um grupo farnesil, um grupo isofarnesil, uma ligação para a conjunção, a funcionalizaçâo, ou outra modificação, etc.,. Numa configuração preferida, as modificações dos péptido encaminham para um péptido mais estável ( por exemplo, maior duração de vida em in vivo) . Estas modificações poderão incluir a ciclização do péptido, a incorporação de aminoácidos-D, etc. Nenhuma das modificações deverá interferir substancialmente com a actividade biológica desejada do péptido. "Políssacárido", "hidrato de carbono" ou "oligossacárido": Os termos "políssacárido", "hidrato de carbono" ou "oligossacárido" referem-se a um polímero de açúcares. Os termos "políssacárido", "hidrato de carbono" ou "oligossacárido" poderão ser utilizados alternadamente. Tipicamente, um políssacárido inclui pelo menos três açúcares. 0 polímero poderá incluir açucares naturais (por exemplo, glucose, frutose, galactose, manose, arabinose, ribose, e xinose) e/ou açucares modificados (por exemplo, 2'-flouribose, 2'-deoxibose e hexose). "Pequena molécula": Tal como aqui é utilizado, o termo "pequena molécula" refere-se a moléculas, quer sejam de ocorrência natural quer sejam artificialmente criadas ( por 13 exemplo, através de síntese química) para ter um peso molecular baixo. Tipicamente, as pequenas partículas são monómeras e têm peso molecular de menos de 1500 g/mol. As pequenas moléculas preferidas são biologicamente activas, uma vez que produzem um efeito local sistémico nos animais, preferencialmente nos mamíferos e ainda mais preferencialmente nos humanos. Em certas configurações preferidas, a pequena molécula é um medicamento. Preferencialmente, embora não necessariamente, o medicamento é dos que já foi considerado seguro e eficaz para a utilização pela agência governamental adequada ou corpo. Por exemplo, os medicamentos para a utilização humana, estão listados na FDA sob 21 $$330.5, 331 até 361, e 440 até 460; medicamentos para a utilização veterinária estão listados na FDA sob 21 C.F.R $$ 500 até 589, incorporados aqui pela referência, todos eles são considerados aceitáveis para a utilização de acordo com a presente invenção. "Agentes bioactivos": Tal como aqui é utilizado, os "agentes bioactivos" são utilizados para referir os compostos ou entidades que alteram, inibem, activam, ou de outra forma afectam os eventos biológicos ou químicos. Por exemplo, os agentes bioactivos poderão incluir, mas não limitados a estas, substâncias anti-SIDA, substâncias anticancerígenas, antibióticos, imunossupressores, substâncias antivirais, enzimas, inibidores, neurotóxicas, opióides, hipnóticos, anti-histamínicos, lubrificantes, calmantes, anti-convulsantes, relaxantes musculares, substâncias anti-Parkinson, anti-espasmos e contactores musculares incluindo os bloqueadores de canais, mitóticos, e anticolinérgicos, 14 compostos anti-glaucoma, antiparasitas e/ ou compostos anti-protzoal, modulares matrizes de interacção de células extracelulares incluindo os inibidores de crescimento celular e as moléculas de anti--adesão, os agentes vasodilatadores, os inibidores DNA, RNA ou síntese de proteínas e anti-hipertensivos, analgésicos, antipiréticos, agentes anti-inflamatórios estoriodais e não-estoriodais, factores anti-angionénicos, factores anti-segregantes, agentes anticoagulantes e/ou anti-trombóticos, anestésicos locais, oftálmicos, prostaglandinas, antidepressivos, substâncias antipsicóticas, anti-eméticos, e agentes de visualização. Em certas configurações, o agente bioactivo é um medicamento.

Orna listagem mais detalhada dos agentes bioactivos e dos medicamentos específicos adequados para a utilização, na presente invenção poderá ser encontrada na "Phamarceutical Substances: Syntheses, Patents, aplications" by Axel Kleemann and Jurden Engel, Thieme Medicai Publishing, 1999; o "Merck índex: An Encyclopedia of Chemicals, Drugs and Biologicals", editada por Susan Budavari et al., C.RC Press, 1996, e o United States Pharmacopeia-25/National Formulary-20, publicado pela United States Pharmacopeial Convention, Inc., Rockville MD, 2001, todos estes aqui incluídos para referência. "Tecido": Tal como aqui é utilizado, o termo "tecido” refere-se à colecção de células similares combinadas para efectuarem uma função especifica e, qualquer matriz extracelular envolvente das células.

Breve descrição do Desenho 15 A invenção é descrita com referência às várias figuras do desenho, em que,

Figura 1 A é um diagrama esquemático dos cruzamentos em elastina;

Figura 1 B ilustra a estrutura química dos cruzamentos no colagénio;

Figura 1 C ilustra a estrutura química dos cruzamentos da bioborracha;

Figura 1 D é um diagrama esquemático dos cruzamentos na bioborracha; A figura 2 mostra o espectro Fourier infravermelhos transformado (FT-IR)para a bioborracha; A figura 3 mostra a curva da cadeia de stress para PGS, borracha vulcanizada e P4HB (ITS- última força de tensão); A figura 3 B mostra os resultados do teste de compressão da PGS; A figura 4 são fotomicrografias que mostram a morfologia da célula HASMC e o número (A) no manancial do polímero e (B) controlo do manancial durante sete dias após o cultivo (escala bar = 100 pm);

Na figura 5 temos fotomicrografias que comparam a morfologia da célula fibroblasto e o número de amostras de manancial em PGS (A) e o controlo de manancial PLGA (B), seis dias após o cultivo, {escala bar = 200 pm); A figura 6 é um gráfico que compara a taxa de crescimento NIH 3T3 das células fibroblasto no manancial PGS (O) e o 16 manancial PLGA(D) (absorção MTT medida a 570 nm, ilustrado o valor normalizado); A figura 7 é uma série de fotomicrografias (escala bar = 500 pm) da pele de um rato (a pele encontra-se no topo da fotomicrografia) exibindo a totalidade da doença da pele com a subcutis, no local de implementação de PGS (indicado pelo *) com o contraste providenciado pela mancha de H&E: (A) 5 dias após a implementação (pi); (B) 12 dias pi; (C) 60 dias pi; A figura 8 é um conjunto de fotomicrografias da pele do rato (a pele encontra-se no fundo da micrografia) que mostra as características da parede de lúmen e a espessura após a implementação da PGS com o contraste providenciado pela mancha de H&E: (A) 12 dias pi; (escala bar « 100 pm) (B) 19 dias pi; (escala bar = 50 pm) intercala com a mancha de MTS (C) 31 dias pi; (escala bar = 50 pm) intercala MTS; A figura 9 é um gráfico que ilustra a taxa de crescimento dos após a implementação dos enxertos de PGS; A figura 10 é um conjunto de fotomicrografias da pele do rato que comparam as características da parede de lúmen (H&E, lOx) e a espessura da cápsula fibrosa (intervalos, MTS, 5x), nos locais de implementação com o passar do tempo: (A,C,E) PGS 7, 21, e 35 dias após implementação, respectivamente; (B, D, F) PLGA, 7, 21 e 35 dias após a implementação, respectivamente (parte superior, pele: área vazia, local de implementação; escala bar = 200 pm);

A figura 11 é um gráfico que representa a mudança na alteração das imuno respostas com o tempo para a PGS e PLGA 17 (zona inflamatória: PGS (O); PLGA (□) . Cápsula fibrosa PGS (·); PLGA (). A figura 12 é um conjunto de fotografias da PGS (A-P) e da PLGA (G-J) explitivo dos vários pontos de tempo de degradação (PGS, A: 0 dias; B: 7 dias; C: 14 dias: D: 21 dias; E: 28 dias; F: 35 dias. PLG, G: 0 dias; H: 7 dias; I: 14 dias; J: 21 dias); A figura 13 é um conjunto de imagens de scanning das rnicrografias do electrão do PGS (A-F) e da PLGA (G-J) explitivo em vários pontos de tempo da degradação: (PGS, A: 0 dias; B: 7 dias; C: 14 dias: D: 21 dias; E: 28 dias; F: 35 dias. PLG, G: 0 dias; H: 7 dias; I: 14 dias; J: 21 dias); e A figura 14 é gráfico que compara as mudanças na massa{□), a força mecânica (x) e o conteúdo de água (O) dos implantes (A) PGS (linha sólida) e (B) PLG (linha de pontos) na fase de degradação (barras de erro: desvio padrão, n=6)

Descrição detalhada. 0 colagénio e a elastina são os maiores componentes fibrosos da proteína de ECM. 0 colagénio forneces a força mecânica o ECM enquanto a elastina acrescenta uma elasticidade do tipo da borracha a alguns ECM, como os dos pulmões, ligamentos, e artérias (Matthews, C.K. et al. Biochemistry. The Benjamin /Cummings Publishing Company, Redwood City, 1990; Voet, D., et al. Biochemistry. John Wiley & sons, Inc., New York, 1995}. Tanto o colagénio como a elastina são proteínas pouco usuais que têm ligações cruzadas covalentes (Fig IA, fig. 1B) , O colagénio também é único pelo seu elevado conteúdo de hidroxipolina, um aminoácido que raramente é encontrado 18 noutras proteínas. Adicionalmente às ligações cruzadas covalentes, as ligações de hidrogénio através dos grupos de hidroxilo da hideoxiprolina também contribuem para a força mecânica do colagénio (Voet, 1995: Stryer, L. Biochemistry. W.H. Freeman and Copmpany, New Yor, 1995). Isto manifesta-se em várias doenças onde a força das fibras do colagénio diminui marcadamente quando a densidade das ligações cruzadas diminui significativamente, ou quando o produto da hidroxiprolina é interrompido. A tripla estrutura altamente organizada helicoidal da fibra do colagénio também contribui para a sua grande força de tensão. Por outro lado, a elastina forma uma rede a três dimensões com as variadas tranches que a tornam elastomérica. ( Matrhews, 1990; Voet, 1995; Erman, B et al-, em Science and Techonology of Rubber. Mark, J.E., Burak, e. e Eirich, F.R., eds., Academic'Press, San Diego, 1994, pp. 189-210). De forma similar, a elasticidade da borracha vulcanizada é atribuída à rede tridimensional das várias tranches.

As fibras do colagénio podem suportar deformações de - 20% /Fratzl, P., et al. Fribillar structure and Mechanical properties of Collagen. J.Struct. Biol. 122: 119-22 (1998); Wang, J.L., et al. Failure Criterion ofCollagen Fiber: Viscoelastic Behavior Stimulated by Using Load Control Data. Theor. Appl. Fract. Mech. 27: 1-12, 1997), muito maior do que o polímero biodegradável dominante, poli(lactido), poli(glicolide) e os seus copolímeros PLGA (Storey, R. F., et al. Methacrylate-endcapped Poly(D, L-lactide-co-trimethylene carbonate) Oligomers. NetWork formation by Thermal Free-radical curing. Polymer 38: 6295-6301, 1997; Helminen, A., et 19 al, Biodegradable Cross-linked Polymers based cm Triethoxysilane Terminated Polulactide Oligomers. Polymer 42: 3345-3353, 2001). A deformação recuperável também é maior do que o poli-4"'hidroxibutirato (P4HB) que é cerca de 10%. Baseados nos elementos estruturais do colagénio e da elastina, nós colocamos a seguintes hipóteses: (1) as boas propriedades mecânicas podem ser obtidas através das ligações-cruzadas (Lee, K.Y., et ai., Controlling Mechanical and Swelling Properties of Alginate Hydorgels Independently by Cross-linker Type ans Cross-linking density. Macromolecules 33:4291-4294, 2000; Anseth, K.S., et al.

Photopolymerizable Degradable Polyanhydrudes with Isteocompatibility. Nat Biotechnol. 17: 156-9, 1999; Nagata, et al. Biodegrability of Poly(Ethylene Terephthalate) Copolymers com Poly(Ethylene Glycols) e Poly(Tetramethylene Glycol). Polym. Int. 39: 83-9, 1996) da ligação dos polímeros e hidrogénio, dos grupos de hidroxilo; e (2) a elasticidade à semelhança da borracha poderá ser obtida ao construir-se uma rede tridimensional das várias tranches através da copolimerização, onde pelo menos um monómero é trifuncional (Erman, 1994) .

Para alcançar este design, tivemos em conta os seguintes critérios: (1) mecanismo de degradação, nós escolhemos a hidrólise à degração enzimática, como o nível da enzima varia entre os indivíduos e as actividades enzimáticas variam com o tempo, mesmo quando se trata da mesma pessoa (Langer: 2000); (2) ligação química hidrolisável - nós escolhemos o éster pelos os seus métodos estabelecidos e versatilidade sintética (March, J. Advanced Organic Chemistry. John Wiley £ sons, 20

Inc., New York, 1992); (3) ligações cruzadas de densidade™ é preferível a baixa densidade, porque um elevado grau de ligações-cruzadas frequentemente levam a polímeros rígidos e quebradiços; e (4) monómeros específicos -estes deverão ser não-tóxicos, pelo menos um deverá ser tri-funcional e pelo menos um deverá fornecer grupos de hidroxilo para a ligação do hidrogénio.

Glicerol [CH2 (OH) CH (OH) CH2OH], o bloco de construção básico para os lípiudos, este satisfaz todos os três requisitos e foi escolhido para ser o álcool do monómero (fig. 1C) . Do mesmo ponto de vista toxiologico e da química do polímero, inicialmente escolhemos o ácido sebácico [HOOC (0¾) sCOOH] como 0 ácido do monómero. O ácido sebácico é o metabólico natural intermediário na ω-oxidação da cadeia média à longa para os ácidos gordos (Liu, G., &t al. Mechanisms for the transport of Alpha, Ómega-dicaboxilates Through The Mitochondrial Inner Membrane. J. Biol. Chem. 271: 25338-44, 1996; Grego, A.V. Dicarboxylic Acides, an Alterante Fuel Sustrate in Parenteral Nutrition: An update.Clin. Nutr. 14: 143-8, 1995; Mortensen, P.B The Bíologic Origino of Ketotic Dicarboxilic Aciduria. As Investigações in vivo e in vitro da Oxidação-Omega para os ácidos C6-C16-monocarboxilicos em Unstarved, Starved and Diabetics Rats. Biochim. Biophys. Acta 666: 394-404, 1981; Mortensen, B.B., 06-010 diacarboxulico Aciduria em ratos esfomeados, alimentados com gorduras e diabéticos que receberam ácido decanoico ou uma cadeia média de Triacylglycerol. Uma medida in vivo da taxa de oxidação-Beta dos ácidos gordos. Biochim Biophys. acta 664:349-55, 1981. Foi demonstrado que para ficar seguro in vivo ( Tamada, J., 21 et al. The Development of Polyanhydrides for Drug Delivery Applications, J. Biomater. sei. Polym. Ed. 3: 315-53, 1992) e a Administração de Comida e Medicamentos dos Estados Unidos da América aprovou tanto o glicerol como o ácido sebácico para as aplicações médicas, 0 polímero resultante, poly(glicerol-sebacate), ou PGS, imitam em parte a essência dos elementos estruturais do colagénio e da elastina {Figura 1D) .

Outros diácidos de comprimentos diferentes, incluindo o malónico [HOOC {CH2) COOH] e o ácido sucionio [HOOC (0¾) 2COOH] nas cadeias longas de ácidos gordos de dímero, também podem ser utilizadas para formar os biomateriais elastoméricos de acordo com a presente invenção. Os diácidos exemplares incluem o ácido glutárico ( 5 carbonos), o ácido adipico { 6 carbonos), ácido pimelico ( 7 carbonos), ácido subérico (8 carbonos), e ácido azelaico ( 9 carbonos). Uma cadeia longa exemplar de diácidos inclui diácidos com mais de 10, mais do 15, mais do que 20 e mais do que 25 átomos de carbono. Os diácidos não-alifáticos poderão ser utilizados. Por exemplo, versões os ácidos referidos anteriormente que tenha uma ou mais ligações duplas poderão ser utilizados para produzir co-polímeros de glícerol-diácído. Os grupos de amino e aromáticos também podem ser incorporados na cadeia de carbono. Os ácidos aromáticos exemplares incluem ácido terephtalico e carbixifenoxipropano. Os diácidos também poderão incluir os substituintes. Os grupos reactivos como o amino e o hidroxilo irão aumentar 0 número de locais disponíveis para as ligações cruzadas. Os aminoácidos e outras biomoléculas irão modificar as propriedades biológicas 22 do polímero. Os grupos aromáticos, os grupos alifácticos e os átomos de halogéneo irão modificar as interacções da cadeia interna dentro do polímero.

Os copolímeros elastoméricos de glicerol-diácido da invenção também são referidos em relação à bioborracha devid à sua biodegrabilidade e elasticidade. A maioria dos grupos de hidroxilo, no colagénio são provenientes da hidroxiproline, enquanto os grupos hidroxilo na bioborracha também podem ser oligoraéricos. Nós antecipamos que esta abordagem biomimética mantenha os polímeros biodegradáveis comas suas propriedades mecânicas melhoradas e biocompabilidade.

Numa configuração preferida, os copolímeros de glicerol-diácido da invenção têm um módulo de tensão elástica de 5 Mpa ou menos. Alguém especialista na arte irá reconhecer que o modulos do polímero poderá ser ajustado, dependendo da aplicação. Por exemplo, o polímero poderá ter um modulus menor do que 3 MPa, menor do 1 Mpa, menor do que 0,5 MPa, menor do que 0.3 Mpa, ou menor do que 0,1 MPa. 0 modulo elástico e a taxa de degradação do polímero é facilmente ajustada ao modificar a densidade da ligação cruzada. Em certas configurações, a densidade da ligação cruzada dos polímeros elastoméricos produzidos de acordo com a presente invenção pode ser de menor do que 30%, menor do que 201, menor do que 10%, menor do que 5%. Síntese e análise A PGS foi sintezada por policondensação de 0.1 mole por cada de glicerol (Aldrich, Milwaukee, WI) e ácido sebácico (Aldrich) a 120°C sob árgon para 24h antes pressão ser 23 reduzida de 1 Torr para 40 mTorr durante 5 h. A mistura reacção foi mantida a 40mTorr e 120°C durante 48 horas. A policondensaçâo do glicerol e ácido sebácico mantém transparente, um elastómero quase sem cor que não incha ou se dissolve em água. Métodos alternativos foram utilizados para sintetizar polímeros de glicerol e ácido sebácico rígidos, com ligações cruzadas na totalidade, com uma razão molar de glicerol para ácido sebácico de 2:3 (Nagata, 1999).

As razões molares preferenciais de glicerol-diácido co-polímeros produzidos de acordo com a presente invenção varia de 1:1 até 1:5. Cartalise poderá ser utilizada para reduzir a reacção da temperatura, período de tempo reacção reduzido, e aumentar o comprimento individual da cadeia. No entanto, o catalisador deverá ser biocompativel ou de remoção fácil. Um catalisador exemplar aprovado é o stannous octoate (bis (2-etilhexanoate)tin(II) ), disponível na Fluka and Strem.

Um KR feito com um novo PGS preparado foi utilizado para a análise FTIR num Espectometro Nicolet Magna-IR 550. Om diferencial de análise Perkin-Elmer DSC de análise de calometro foi utilizado para as medições de DSC. A análise elementar da amostras secas em vácuo foi executada pela QTI Inc. (Whitehouse, NJ. O ângulo de contacto água-e-ar foi medido à temperatura ambiente utilizando o método de séssil e uma análise de imagem da queda profilada com o video VC.A2000 do sistema de ângulo de contacto nos lados do polímero fixado nos lados do vidro. A análise química indica que a reacção à polimerização manteve-se perto do 100%. Por exemplo, o espectro de FTIR não mostra a deslocação do carbonil para o grupo livre de ácidos 24 carboxílico (Figura 2A) . 0a polímero tem particularidades tanto dos grupos de hidroxilo, uma pequena quantidade de ligações cruzadas directamente ligadas à espinha, A deslocação intensa OQ a 1740 cm’1 no espectro dos infravermelhos de Fourier transformados (FTIR) confirma a formação de ligações de éster. 0 FTIR também mostra uma grande deslocação intensa de OH a 3448cm-:i , indicando que os grupos de hidroxilo são hidrogénio ligado (fig. 2). A análise elementar confirma a composição de PGS como aproximadamente 1 glicerol: 1 ácido sebácico {calculado para C13H22O5 C: calculado 60,47%, descoberto 60, 46%; H: calculado 8,53% descoberto 8,361), A superfície do polímero é insolúvel na água e incha 2.1+/-0.33% após ser mergulhado em água durante 24 horas. A superfície do polímero é muito hidrófila devido aos grupos de hidroxilo ligados à sua espinha dorsal. O ângulo de contacto água-em-ar é de 32.0°, quase idêntico de um filme tipo I plano de colagénio de 2.7 nm (31.9°) ( Ver Dupont-Gillian, et al, Collagen adsortion on poly(methyl methacrylate): formação de estrutura de rede enquanto seca, Polym.Int, 48: 271-276, 1999), A densidade das ligações em cruzamento é expressada por n (moles das cadeias da rede actíva por unidade de volume) que é 38.3+/-3.40 mol/m3, e Mc-, a massa molecular relativa entre as ligações cruzadas que é de 18.300+/-1.620+/- calculados a partir da seguinte equação ( Ver, Sperling, L.H., Introduction to Physical Polymer Science, John Wiley & Sons, New York; 1992). 25

Onde Eo é o módulo de Young, R é o gás universal constante, T é a temperatura e p é a densidade. A análise diferencial calorimétrica (DSC) mostra duas cristalizações a temperaturas -52.14°C. e -18.50 °C e duas temperaturas de fusão a 5.23°C e 37.62°C. Não foi observada nenhuma temperatura de transição para vidro acima dos -80°C que é a mais baixa no limite de detecção do instrumento. Os resultados do DSC indicam que o polímero é totalmente amorfo a 37 °C.

Similar à borracha vulcanizada, este elastómero é um polímero termo-definido. No entanto, polímeros sem ligações cruzadas podem ser processados nas várias formas porque podem derreter no líquido e são solúveis nos solventes orgânicos mais comuns, como os 1.3-dioxalane, tetrahidrofuran, , etanol, , isopropanol e Ν,Ν-dumetilformido. Preparamos os filmes de PGS e as espumas com estes métodos. Rapidamente, uma mistura de partículas de NaCl de tamanho apropriado e de solução anidrous 1,3-dioxolane do polímero que deitámos nuramolde de PTFE. Alguém especializado na arte irá reconhecer que os outros sais para além NaCl poderão ser utilizados. O polímero foi tratado num molde, num forno de vácuo a 120°C e a 100 mtorrr. Obteve-se uma estrutura porosa após o braqueamento de sal com ágia deionizada. Os agente porogénicos incluem azocarboimide que se decompõe no nitrogénio, o dióxido de carbono e amónia até aquecer, e outros agentes porogénicos conhecidos de todos aqueles especializados na arte. Os requisitos primários para os agentes porogénicos ionicos são a solubilidade em água e a não interferência com a polimerização. 26

Teste mecânico

Os teste de tensão nas pequenas faixas de PGS revelaram uma curva de tensão característica de um elastómero e material forte (Fig. 3 A, Fig. 3 B) . Os testes de tensão foram efectuados em seis 25x5x0,7 mm de faixas cortadas do filme do polímero, de acordo com o padrão ASTM D 412 — 98a num Instrum 5542 equipado com uma célula 50 N. A borracha Vulcanizada e as faixas P4Hb (Metabolix, Cambridge, MA) foram cortadas do filme do polímero, A taxa de defleção foi mantida em 50 mm/min. As amostras foram alongadas até falharem. Os discos quadrados de 5x5x2 mm foram utilizados nos compressão testes de compressão de acordo com o padrão ASTM D575-91 no Instrom 8501 equipado com uma célula de carga de 5000. A taxa de deflecção foi mantida a 23mm/min. As amostras foram comprimidas até aos 70% e sofreram um ciclo 3 vezes. A forma não-linear da curva da tensão de esforço de stress é típica dos elastómeros e assemelha-se à dos ligamentos (Yamaguchi, S., Analisys of Stress-Strain curves at Fast and slow Velocities of Loandin in vitio in the Transverse Section of the Rat Incisor Periodontal Ligament Following the Administraiion of Beta-Aminopropionitrile. Arch. Oral. Biol. 37: 439-44, 1992; Komatsu, K., et al,, The effect of Veloxcuty of Loafding on the Biomechanical Responses of the Periodontal Ligament in Transverse Sections of Rat Molar in vitio. Arch. Oral. Biol. 38: 369-75, 1993; Chiba, M. Et al., Mechanical Responses of Rat Mandibular Incisor at Various Velocities of Loanding in vitro. J. Biomech. 26: 561-70, 1993) e borracha vulcanizada /Nadgi, K. Rubber as an 27

Engineering Material: Guideline fo users. Hansesrs, Munich, 1993) (Figura 3A) . Quando comparado com materiais duros e quebradiços que têm elevados módulos (o declive inicial da curva de tesnão de stress)e pouca tensão (deformação relativa), o PGS poderá ser alongado repetidamente pelo menos três vezes no seu comprimento original sem que entre em ruptura, 0 total do alongamento é desconhecido/ porque as rupturas ocorreram em 267+/- 59,4% da tensão. A tensão no modulo de Young do polimero é de 0.282+/- 0.0250 Mpa, indicando um material macio. A última força de tensão é >0.5 MPa, o ponto em que as faixas do PGS entram em ruptura no teste mecânico. 0 P4HB, um referido elastómero biodegradável PHA ( Poirier, Y., et al. Production of Polyhydroxyalkanoates, uma familia de plásticos biodegradáveis e elastómeros, em bactérias e plantas, Biol. Technology, 13:142-150, 1995; Sodian, R., et al. Fabrication of a trileaflet heart valve scaffold from a

Polyhydroxyalkanoates for use in tissue engineering, Tissue Eng., 6: 183-187, 2000) tem umatensâo que tende a falhar no valor de 11,1+/-0.491% e no módulo de young em 253+/-5.29 MPa, semelhante à baixa densidade do polietileno. A última força de tensão é de 10,4+/- 0.554 MPa.

No geral, ο P4HB tem um modulo maior ( mais rijo) e tensão mais baixa para falhar quando comparado com o PGS ou a borracha vulcanizada. O valor do módulo de Young para o PGS é entre o dos ligamentos ( escala kPa) (Yamaguchi, 1992, Komatsu, 1993; Chiba, 1993), em que contém uma grande quantidade de elastina que é adicionada ao colagénio e ao tendão (escala GPa) (Fratzl, 1998; Wang, 1997; Misoff, K. et 28

al., A new molecular model for collagen elasticity based on synchrotron X-ray scattering evidence. Biophys. J. 72: 1376-1381, 1997) que é feito principalmente de colagénio. A tensão de falha do PGS é semlhante às das artérias e das veias (até 260%) (Lee, M.C., et al. Strain rate effects on tensile failure properties of the common carotid artery and jugular veins of ferrets. J. Biomech. 25: 925-927, 1992) e muito maior do que os tendões (até 18%) ( Haut, R.C. The

effect of lathyritic diet on the sensitivity of tendon to strain rate. J. Biomech. Eng. 107: 166-174, 1985). Após ter sido mergulhado em água durante 24 horas, o peso do PGS praticamente não se altera e as propriedades mecânicas são virtualmente as mesmas do que num polímero seco. Os testes de compressão indicam que o PGS pode ser comprimido até 70% repetídamente sem ruptura (fig. 3B),

Biocompatibilidade Ia vítxo 0 polímero parece ser bíocompatxvel tanto com in vitro e in vivo. Devido à sua natureza elastómerica, a bioborracha poderá ter aplicações na engenharia de tecidos de tecidos macios, especialmente no tecido dos músculos, artérias e válvulas do coração. Num estudo efectuado, nós escolhemos primeiro as células macias do musculo da aorta humana (HASMC) e as células endoteliais da aorta humana (HAEC) para testar a biocompatibilidade in vitio do polímero. As amostras PGS foram cortadas aproximadamente 10x10x0,2 mm, autoclavadas a 120°C. durante 320 minutos e fixadas em 6 mananciais de 12 pratos-mananciais ( o polímero adere facilmente à superfície com uma ligeira pressão aplica na especula). Cada manancial 29 foi cheio com 2 ml de PBS e a solução foi alterada após 12 horas. O PBS foi sibstituido por 2 ml de crescimento médio (Clonetics) 12 horas mais tarde. Após outras 12h, os media foram removidos e cada manancial carregado com 1,75 ml de médium fresco. 0 pratos foram mantidos num batedor, numa incubadora a 37°C durante o processo acima descrito. Cada manancial foi carregado com 0.25ml de suspensão de uma única célula (HASMC ou HAEC, Clonetics), e o prato foi colocado no batedor a 40 rpm, numa incubadora a 37°C. com 5¾ de CO2- O media foi alterado após 24 horas. A troca de media foi efectuada a cada 4Bh após esta situação. No dia 7, a fase de imagens de contraste foi tirada em ambos os mananciais dod polímeros e o controlo dos mananciais com um microscópio Nikon Diaphot equipado com uma camera Nikon 6000. As células tripsinisadas foram contadas por uma exclusão de Tripan-blue, no hemocitometro.

As células nos mananciais dos polímero tinham uma morfologia normal e atingiram a confluência em 7 dias (fig, 4 A) . Em contraste, a maioria das células no controlo dos mananciais formaram esferas e poucas das que estavam ligadas adoptaram uma morfologia à semelhança de um longo fio (Fig 4 B) . As células nos mananciais do polímero não só tinham uma forma normal, mas também proliferaram mais rapidamente do que as células no controlo de mananciais. Sete dias após o cultivo, o número de células viáveis no mananciais era de cerca 4 vezes (HASCM) e duas vezes (HAEC) do que as células que estava no controlo de mananciais. Enquanto >96% das células são viáveis nos mananciais de polímeros, apenas 52% e 80% das 30 células no controlo de mananciais eram viáveis para o HASMC e HAEC, respectivamente.

Nua segunda experiência, nove pratos de vidro Petri (60 mm de diâmetro) foram revestidos com uma solução de 1,3-dioxolane do pré-polimero do PGS (1%). Os pratos revestidos foram transferidos para um forno de vácuo após a evaporação do solvente no ar. 0 pré-polímero foi ligado ao elastómero após 24h a 120°C e a 120 mtorr. Os nove pratos de controlo foram revestidos com 1¾ de solução de C.H2CI2 do PLGA (50:50, carboxil terminado, massamolecular relativa 15.000 (Mr, 15K), Boehringer Ingelheim, Ingelheim Alemanha) e o solvente foi evaporado durante 24 horas ao ar. Os pratos revestidos foram esterilizados por radiação de raios UV durante 15 minutos. Cada prato foi mergulhado em crescimento médium durante 4 horas, substituído por médium fresco, e mergulhado por 4 horas antes do cultivo de células ser removido para qualquer monómero sem reacção ou solventes residuais.

Cada prato foi cultivado co 100,000 NIH 3T3 células de fibroblasto e 8 ml de crescimento médio.

As células foram incubadas a 37°C com 5% de CO2. A densidade das células foi medida pela análise de MTT (Hansen, M.B., et al., Re-examination and further development of precise and rapid dye metod for measuring cell growth/cell kill. J. Immunol. Methods 119: 203-210, 1989). A troca do médium foi efectuada a cada 48 horas. No dia 6, a fase de imagens de contraste foi tirada em ambos os mananciais de polímeros e nos mananciais de controlo com um microscópio Zeiss Axiovert 200 equipado com uma máquina fotográfica digital Dage 240. As células na amostra PGS eram viáveis e aderentes e mostraram 31 uma morfologia normal, com maior taxa de crescimento do que no controlo de manancial, tal como foi testado pela análise MTI (Northup, S.J., et al., em Handbook of Biomaterials Evaluation, von Recum, A.F., ed. Taylor & Francis, Philadelphia, 325-339, 1999} (Figs 5A, 6) . As células nos mananciais PLGA tenderam a formar aglomerados e havia um maior numero de células as flutuar; de acrescentar que a maioria das células ligadas adoptou uma morfologia semelhante a um longo fio (Fig 5 B) . Estas experiências sugerem que a PGS é a menos compatível como PLGA in vitro.

In vivo biocompatibilidade A implentação subcutânea do polímero nos ratos Sprague-Dawley foi utilizada para testar a sua biocomptabilidade in vivo. As lâminas do polímero com aproximandamente 5x5x3mm foram autoclavadas antes de serem implementadas subcutaneamente em 15 fêmeas de ratos Sprague-Dawley com sete semanas de idade { Charles River Laboratories) por dissecação mitigada. Os animais foram cuidados de acordo com as regulamentações do MIT e os principios do Laboratório de Cuidados Animais publicado pelo National Institute of Health (National Institutes of Health, Principies of Laboratory Animal Care, NIH pub. N° 85-23, rev. 1985) . Cada aniamal recebeu dois implantes na área abdominal. Cada local de implante foi marcado por duas marcas, a 2 cm do centro de implementação. Os animais foram aleatoriamente divididos em 5 grupos. 0 peso do corpo dos animais foi monitorizado regularmente. A cada ponto de tempo predeterminado (5, 12, 19,31, 60 dias), um 32 grupo de ratos foi sacrificado, e retiradas amostras de tecidos (~15xl5mm) da área envolvente dos implantes. As amostras foram fixadas em 10% de formalina durante 24 horas e embebidas em parafina após uma série de passos de desidratação em etanol e xilenos. Os slides foram manchados com hamatoxilina e eosina (H&E) e a mancha trinchrome de Masson (MTS).

Aos cincos dias de pós implementação, as secções de pele continham uma única bolsa bem demarcada dentro do tecido adiposo subcuticular separando as discretas camadas de musculo, sublinhando imediatamente a dermis (fig. 7 A). A epidermis sobreposta e dermis não estavam afectadas. A bolsa era revestida por uma zona hipercelular 20-40 μπι contendo um grande número de células fusiformes endoteliais com um núcleo activo que definia os densos centros de vasos capilares proliferantes. Também existiam numeros baixo a moderados de células de plasma perivascular e células mast assciadas aos capilares.

Aos 12 dias, a zona de proliferação capilar e de inflamação expandiram™se modestamente para aproximadamente 50 pm em algumas áreas enquanto que outras diminuíram. O revestimento da bolsa imediatamente adjacente ao implante mostrava um padrão multifocal da eosinofilica hialinização com a degeneração de alguma células inflamatórias (Figuras 7 B, 8 A) .

Aos 19 dias, a zona perilumenal foi significativaraente reduzida em tamanho para 10-12 pm, associada ao pequeno numero remanescente de capilares e a significante resolução do componente inflamatório (Fig 8B) . As células inflamatórias 33 remanescentes era degenerativas e rodeadas por pequenas quantidades de cologénio fibrils hialinizado degenerante que foi fragmentado em lúmen. Havia um quantidade mínima de colagénio perilumenal semelhante ao tamanho da fibra e da densidade da mancha, adjacente ao tecido normal como é demonstrado pela mancha trichrome de Masson (MTS) para colagénio.

Aops 31 dias, a zona perilumenal foi reduzida para 5-10 pm de resíduos formação de crosta com a densidade capilar e do colagénio (MTS) consistente com o tecido normal adjacente (Figura 8C.) . Havia uma pequena infiltração multifocal linfoplasmatica de aproximadamente 10 pm do lúmen que foi frequentemente associado aos fragmentos de cabelo deslocados. Aos 60 dias, os locais de implementação não eram detectáveis apesar do repetido seccionamento dos especimens em múltiplos níveis (Ofigura 7C) . A arquitectura geral e o caracter individual do componentes de tecido incluindo o colagénio, veiculo da densidade e células inflamatórias infiltradas, não estavam marcadas até à comparação com outros animais sem controlo de implementação.

Resumidamente, uma resposta inflamatória modesta foi observada durante os primeiros 12 dias após a operação quando comparado o tecido saudável do mesmo animal (fig. 7A, 7B) . A inflamação rapidamente cedeu e praticamente não era visivel para além dos 30 dias. Após 60 dias, os implantes tinha sido completamente absorvidos e os locais de implementação não era detectáveis apesar do seccionamento repetido dos espécimens (Fig 7C). Uma examinaçâo cuidadosa aos 60 dias revelou que não havia nenhuma granulação ou cicatriz no 34 tecido, e que o local do implante foi completamente restaurado à sua arquitectura histological. Não foi formada nenhuma cápsula fibrosa à volta de qualquer implante em qualquer um dos pontos de tempo de amostragem ( Fig 8A-C). A densidade e a mancha das fibras do colagénio perto dos implantes permanecerem semelhantes ao tecido normal adjacente (Fig 8B, 8C) . Este ponto é importante para o sucesso dos implantes médicos, porque a encapsulação fibrosa inibie a transferência de massa entre os dispositivos e do seu tecido envolvente. A taxa de crescimento destes ratos foi a mesma que a dos ratos normais (fig. 9), A implatação subcutânea no ratos de Sprague-Dawley também foi utulizada para comparar a biocompatiblidade in vivo do PGS e do PLGA. As lâminas autoclavadas do PGS com aproximandamente 6x6x3 mm e o etileno óxido-esterilizado PLGA (50:50, caboxil terminado, Mr 15K, Boehringer Ingelheim) discos (2 mm de espessura, 12,5 mm de diâmetro) foram implantados subcutaneàmente em 15 fêmeas de ratos Sprague-Dawley com sete semanas de idade (Charles Rover Laboratories, Wilmington, MA) por dissecção sob anestesia de isoflurano-02. A razão superfície área/volume (1.33+/-0.04) foi mantida idêntica para tanto os implantes PGS como do PLGA.Os dois implantes para cada foram implatados simetricamente na parte superior e inferior das costas do animal. Os animais foram dividos aleatoriamente em cinco grupos, em cada ponto de tempo predeterminado (7, 14, 21, 28e 35 dias), um grupo de ratos foi morto e retiradas amostras de tecido (-'15xl5mm) da área envolvente onde tinha sido colocado o implante intacto. 35

Os locais dos implantes foram marcados e amostras processadas como descrito acima. Em cada ponto de tempo, 12 slides para cada polímero foram obtidos. Todas as preparações histológicas foram preparadas por um patoligista que não foi informado da identidade do implante do polímero em cada slide. A espessura da zona inflamatória (H&E) e o deposito do colagénio {TS) para cada implante de polímero foi expressada como a média do valor pde três leituras por slide dos seis slides em cada ponto de tempo.

As respostas inflamatórias subsistiram com o tempo para cada implante de polímero (Figs 10, 11) . Aos sete dias da pós-implatação (p.i), a parede lumenal estava marcadamente mais espessa devido a uma densa proliferação vascular e ligeira inflamação, sem detecção da deposição do colagénio (Figs 100 A, 10)3} . aos 21 dias p.i., a parede lumenal estava significativamente mais fina com uma modesta inflamação degenerativa infiltrada imediatamente adjacente ao polímero (Figs 10C, 10D) . 0 local do implante PLGA estava marcado por uma significante cápsula fibrosa do colagénio que por sua vez era ausente no PGS. Aos 35 dias p.i., a parede lumenal foi reduzida para uma pequena zona de detritos sem proliferação vascular (figs 10E, 10F). A deposição de colagénio no local de implatação do PGS era muito mais fina do que na área envolvente do fragmento do implante PLGA.

Nas primeiras três semanas, a resposta inflamatória dos locais de implantação do PLGA foi - 16% maior que nos locais da implatação PLGA (fig, 11) . A espessura da zona inflamatória em ambos os locais fo aproximadamente a mesma nas semanas 4 e 5. as cápsulas fibrosas(camadas avasculares 36 espessas de colagénio) envolventes dos implantes PLGA desenvolverem em 14 dias, e a sua espessura permaneceu 14 pm (fig. 10). A deposição de colagénio não apareceu à volta dos implantes de PGS até ao 35 dias de pós implantação. A camada de colagénio foi altamente vascularizada e tinha apenas 4,5 pm de espessura. A resposta inflamatória e a formação de cápsula fibrosa observada para o PLGA são semelhantes às referidas na literatura {Cadee, L.A., et ai., A comparative biocompability study of microspheres based on crosslinked dextrano r poly(lactic-co-glycolic) acid after subcutaneous injection in rats. J. Biomed. Mater. Res. 56:600-609, 2001; van der Elst, et al., Boné Tissue response to biodegradable polymers used for untramedulary fracture fixation: a long term in vivo study in sheep femora. Biomaterials., 20:121-28, 1999). As espessas cápsulas fibrosas bloqueiam a transferência de massa entre os implantes e tecidos envolventes, que podem prejudicar as funções do implante.

No geral, a resposta inflamatória do PGS é similar à do PLGA,. No entanto, ao contrário do PLGA, o PGS induz pouca, ou nenhuma, formação de caopsula fibrosa.

Degradação do polímero

As caracteristicas de degradação do PGS foram examinadas tanto no in vitro como no in vivo. As lâminas do polímero seco (5x5xe2mm) foram pesadas e transferidas para 15 ml em tubos de centrifugação (Falcon) , cheios com PBS {pH: 7.4, Gibco, Carlsbad, CA). Após 60 dias, as amostras foram 37 removidas e lavadas com água deionizada. A superfície da água é removida pelo Kimwipe e as amostras foram pesadas após terem secado a 40° num forno durante 7 dias. O grau de degradação foi determinado pela alteração do peso após seco. Agitação durante 60 dias numa solução de fosfato salina (PBS) a 37° C provocou a degradação do polímero 17+/- 6% como foi medido pela alteração do peso da amostra seca. Em contraste, os implantes subcutâneos nos ratos foram totalmente absorvidos em 60 dias, Na experiência in vivo, as enzinas, e talvez as macrofages também poderão ter causado diferenças na taxa de degradação. A degradação in vivot tornou os implantes do polímero mais finos, o que por sua vez é expletivo de manterem a sua forma quadrada e extremidades relativamente afiadas até pelo menos 35 dias. a informação preliminar indica que a força mecânica provavelmente diminuiu linearmente com a perda de massa, por exemplo, '-60% da força com - 70% da massa. A foraç mecânica foi medida num nano-indenter para testar as propriedades de amostras de minuto. Ambos os resultados sugerem que o polímero predominantemente degrada-se através da erosão de superfície. Em contraste, se o polímero exibir uma degradação da capacidade, a força mecânica diminui bem como a avança a perda de massa. A preservação da integridade durante o processo de degradação pode ser importante para certos tipos de implantes engenharia de tecido , entrega de medicamentos e sensores in vivo.

As taxas de degradação do PGS e PLGA também foram comparados. Os filmes planos do PGS foram cortados em blocos quadrados de 6x6x3 mm. O ácido carboxílico terminado PLGA 38 (50:50, carboxil terminado, MW 15.000, Boehringwer Ingelheim Inc., Alemanha) pós foi pressionado em discos redondos (diâmetro: 12,5mm, espessura: 2mm) pelo molde de comressão a 82°C e 2000 psi durante 6 minutos. A razão superfície area/volume era a mesma para as amostras PGS e PLGA. As amostras PGS foram autoclavadas (120°C, 20 min), enquanto as amostras PLGA foram esterilizadas pelo óxido de etileno ( 4h de esterilização, 12 horas de ventilação) antes da implantação.

Todas as amostras foram implantadas subcutaneamente nas 15 fêmeas de rato Sprague-Dawley com sete semanas de idade. Cada animal recebeu 4 implantes: 1 PGS e 1 PLGA cada um colocado simetricamente na parte superior e inferior das costas. Os animais foram colocados sob anestesia geral com o isoflurano/02 antes de os locais cirúrgicos terem sido rapados e esterilizadso com betadine e 70% de etanol. Os implantes foram inseridos numa bolsa subcutânea criada pela dissecação mitigada. A ferida foi fechada por clipes cirúrgicos, e os locais cirúrgicos foram novamente esterilizados com 70% de etanol. Os animais foram aleatoriamente divididos em 5 grupos. Foram retirados todos os pontos das feridas 7 dias após a pós implantação.

No dia 7, 14, 21, 28 e 35 os implantes foram retirados de um grupo de animais sob anaestesia profunda com isofluorano/o2. As amostras de tecidos 520x20 mm) na area envolvente dos implantes foram removidos com os implantes intactos. Os implantes foram cuidadosamente removidos e lavados 39 sequencialmente com uma solução fosfato buferizado salino {PBS) e àgua D.I.

Macroscopicamente, o PGS explica o porquê de manter a sua geometria através do periodo testado (fig. l2A-f). In contraste, a geometriq do PLGA explica o que foi distoricido nos 14 dias, o mais provável

Aplicações da Engenharia de Tecidos A elasticidade da bioborracha favorece o seu uso na regeneração de uma grande variedade de tecidos. 0 material pode ser usado para a engenharia de tecidos epiteliais, conectivos, nervosos, musculares, orgânicos, entre outros. Os exemplos de tecidos que podem beneficiar dos materiais da invenção incluem artérias, ligamentos, pele, tendões, rim, nervos, fígado, pâncreas, bexiga e outros tecidos. A bioborracha pode também ser usada como modelo para a mineralização e a formação óssea. A bioborracha é especialmente recomendada para a regeneração de tecidos - que estão sujeitos a uma força repetida de tracção ou hidrostática ou outras forças - tais como o pulmão, os vasos sanguíneos, as válvulas cardíacas, a bexiga, a cartilagem e o músculo.

Na utilização diária, os tecidos são sujeitos a forças mecânicas e a deformação e a remodelação de tecidos é muitas vezes influenciada pelas forças mecânicas. Por exemplo, o coração e outros músculos, quando usados com frequência, irão aumentar, em densidade e tamanho e quando raramente usados, irão atrofiar. A força mecânica estimula as células que 40 produzem elementos de matriz extracelular, para produzir factores de crescimento que promovem, quer a produção ou a degradação da ECM, A utilização de um material como a bioborracha, que imita uma resposta fisiológica normal às forças mecânicas, irá facilitar a regeneração do tecido normal, porque pode ser aplicada a estimulação mecânica precocemente, no aperfeiçoamento dos elementos de engenharia de tecidos.

Por exemplo, a bioborracha pode ser usada para manipular ou regenerar uma parte da bexiga do paciente. Numa incorporação, as células dos músculos lisos e as células urioteliais são cultivadas na bioborracha, o que pode impugnar o corte cíclico e as forças compressoras a que a cartilagem está sujeita, quando as articulações dobram. A bioborracha pode também ser usada para produzir válvulas cardíacas protésicas. As válvulas cardíacas são muito flexíveis, sendo sujeitas a uma deformação cíclica à medida que o coração bate. 0 corpo repara as rupturas na válvula cardíaca, através de mecanismos fisiológicos normais e pode, por conseguinte, regenerar válvulas cardíacas feitas de materiais biodegradáveis. Uma válvula cardíaca de bioborracha com células dos músculos lisos e células endoteliais será remodelada, no corpo, para produzir uma nova válvula cardíaca não-sintética. Em algumas incorporações, pode ser desejável adicionar também fibroblastos. Numa incorporação preferencial, a regeneração ocorre durante um período de 3 meses. A taxa de degradação do polímero é facilmente controlada, modificando a densidade de ligações cruzadas e/ou modificando os grupos de hidroxilo com grupos hidrofóbicos. 41 A forma da bioborracha pode também ser manipulada, para aplicações de engenharia de tecidos específicos. Os exemplos de formas incluem partículas, tubos, esferas, fios, fios enrolados, películas, camadas, fibras, malhas e outros. Numa incorporação exemplar, o microfabrico pode ser usado para formar redes capilares de bioborracha. Uma placa de silicone é processada através do uso de técnicas Standard de microfabrico, para produzir uma rede capilar com o padrão desejado. A rede é revestida de uma camada sacrificial, como por exemplo, sucrose. 0 pré-polímero é fundido sobre a camada sacrificial e curado, de acordo com o método acima descrito. A água é usada para dissolver a camada sacrificial e libertar a bioborracha polimerizada que terá um padrão de relevo da rede capilar, que se formou na placa de silicone. Numa incorporação, os canais na bioborracha são de 7μιη de comprimento e 5μπι de profundidade. Um perito nessa arte irá perceber que, enquanto o limite de tamanho para os canais é determinado pela resolução da técnica de microfabrico, as aplicações biológicas podem beneficiar de tamanhos de canais na ordem de 5 a 10 ou 100 de mícrones ou maior. As redes capilares podem ser fechadas, cobrindo-as com uma camada plana de bioborracha e curando-as. Por exemplo, uma camada de polímero com ligações cruzadas pode ser usada como uma cola entre a camada padronizada e a camada plana. Polimerizando a "cola" irá unir as duas partes. Alternativamente, o adesivo abaixo descrito pode ser usado para unir as duas partes. Uma cura adicional do grupo irá aumentar a densidade de ligações cruzadas da cola e formar laços covalentes entre a cola e as camadas de bioborracha, plana e padronizada. Numa 42 incorporação alternativa, uma película de bioborracha plana, sem ligações cruzadas, pode ser curada sobre uma película padronizada, para cobrir os canais.

Essas formas podem ser exploradas para manipular uma maior variedade de tecidos. Por exemplo, o polímero pode ser fabricado num tubo, para facilitar a regeneração dos nervos. 0 nervo danificado é alimentado na extremidade do tubo que conduz a migração de axons através do local da ferida. Alternativamente, a bioborracha pode ser usada para fabricar as estruturas tecidulares do fígado. Por exemplo, pode ser formado numa rede de tubos que imita um vaso sanguíneo e uma rede capilar que podem estar ligados a um fornecimento de nutrientes, para levar nutrientes ao tecido em desenvolvimento. As células podem ser recrutadas para a rede de tubos in vivo ou podem ser cultivadas com células de vasos sanguíneos. Em torno desta rede de tubos, a bioborracha pode ser formada em redes, imitando a disposição da matriz extracelular nos tecidos do fígado e cultivada com hepatócitos. De igual forma, a bioborracha pode ser fabricada numa rede fibrosa, cultivada com células de Langerhans e usada para manipular o pâncreas. A bioborracha pode também ser cultivada com várias outras células, como por exemplo: tenócitos, fibroblastos, células de ligamento, células endoteliaís, células epiteliais, células musculares, células nervosas, células dos rins, células da bexiga, células intestinais, condrócitos, células de formação óssea, células do esterno, tais como células humanas do esterno ou embrionadas ou células do esterno mesenchymal, entre outras. 43

Aplicações Médicas

Outras aplicações médicas podem também beneficiar da elasticidade do polímero da invenção. Por exemplo, após uma cirurgia abdominal, os intestinos e outros órgãos abdominais tendem a aderir entre si e à parede abdominal. Pensa-se que esta aderência resulta de uma inflamação pós-cirurgica, mas contudo, os medicamentos anti-inflamatórios administrados directamente na região abdominal dissipam-se rapidamente. A bioborracha pode ser usada para administrar medicamentos anti-inflamatórios na região abdominal. Por ser macia e flexível, a bioborracha pode ser implantada entre a parede abdominal e os órgãos internos, prendendo-a, por exemplo, à parede abdominal, sem implicar o corte de órgãos internos que podia levar a uma infecçâo, 0 medicamento anti-inflamatório pode ser libertado pela bioborracha, durante alguns meses. Enquanto que os anteriores investigadores tentaram usar hídrogéis, membranas hialurónicas de base ácida e outros materiais, para resolver estes problemas, tais materiais tendem a degradar-se rapidamente no corpo; para prevenir a aderência, torna-se necessário um período residente mais longo.

Noutra incorporação, a bioborracha pode ser usada para revestir um stent metálico. Graças à sua flexibilidade, a bioborracha expandir-se-á com o stent sem rasgar, enquanto que a dureza do stent metálico irá evitar que a bioborracha assuma elasticamente a sua forma anterior. A bioborracha pode libertar heparina ou outros agentes anti-coagulantes ou anti-inflamatórios, para prevenir a formação de coágulos ou tecidos de cicatrizes, o que poderia bloquear o vaso sanguíneo ou lançar um trombo que poderia causar problemas circulatórios, incluindo um derrame cerebral noutra parte do corpo. Alternativa ou cumulativamente, os agentes angiogénicos podem ser usados para promover a remodelação do vaso sanguíneo que rodeia o stent. Efectivamente, qualquer biomolécula, pequena molécula ou agente bioactivo pode ser combinado com o polímero. Tais moléculas podem ter ou não uma ligação covalente ao polímero. A bioborracha pode também ser usada para preparar dispositivos médicos "a longo prazo". Ao contrário dos dispositivos médicos tipicamente permanentes, a bioborracha degrada-se com o tempo. Por exemplo, o material pode ser fabricado num stent cardíaco biodegradável. A bioborracha é preferencialmente combinada com um polímero mais duro que se forma plasticamente, para a produção de stents. Os exemplos de polímeros incluem qualquer um dos referidos acima, de preferência, polímeros biodegradáveis. A bioborracha age como um plastificador que activa o stent, para que se expanda para a forma desejada, após a implantação. O stent aumenta o diâmetro do vaso sanguíneo, para facilitar a circulação, mas, por ser biodegradável, os vasos sanguíneos aumentam em diâmetro sem provocar trombose e sem cobrir o stent com tecidos de cicatrizes que iria bloquear novamente o vaso sanguíneo. 0 período de tempo que o stent deve permanecer no local e manter a sua forma, antes da degradação, varia de paciente para paciente, dependendo, em parte, da dimensão do bloqueio e da idade do paciente (ex.: os pacientes mais idosos levam mais tempo para se curarem) . Um perito na área 45 será facilmente capaz de ajustar o peso molecular e a densidade das ligações cruzadas dos polímeros no stent, para ajustar a taxa de degradação. No que respeita ao stent revestido, o stent degradável pode libertar biomoléculas, pequenas moléculas, agentes bioactivos ou uma combinação destes in situ. 0 co-polímero de diácido de glicerol pode também ser usado como cola cirúrgica. Uma cola cirúrgica biocompativel e biodegradável pode ser usada para parar hemorragias durante uma cirurgia, mas não precisa de ser removida antes de o cirurgião suturar a ferida e degrada-se com o tempo. As colas cirúrgicas actuais usam muitas vezes a fibrina, derivada dos tecidos bovinos e uma cola cirúrgica sintética reduz os riscos da síndrome de Creuzfeld-Jakob {"doença das vacas loucas") . Para produzir a cola, o polimero deve estar sob vácuo durante apenas 24 horas, ao invés de 48, reduzindo, por conseguinte, a densidade das ligações cruzadas, aumentando o número de grupos hídroxilo e tornando o produto excessivamente viscoso. Por exemplo, depois de 24 horas sob vácuo, o polímero irá aderir a materiais supostamente não-aderíveis, tal como o politetrafluoretileno {PTFE). A viscosidade pode advir da ligação de hidrogénio do polímero com o material adjacente. Enquanto que a bioborracha para aplicações de engenharia de tecidos tem tipicamente uma densidade de ligações cruzadas inferior a 10%, um co-polímero de diácido de glicerol, para uso como cola cirúrgica tem uma densidade de ligações cruzadas inferior a 1%, de preferência inferior a 0,51 e ainda mais preferível se for inferior a 0.05%. 46 A bioborracha também pode ser utilizada para servir de suporte in vivo, a sensores e cateteres. 0 polímero é construído numa câmara, para um sensor à base de fibras ópticas ou um revestimento para um cateter que é inserido na área de interesse. Num sensor, a câmara contém um receptor específico de ligação de cromóforo para a molécula de interesse. Quando um análito se liga ao receptor, o cromóforo ora emite, ora absorve luz, num comprimento de onda específico. A emissão ou a absorção podem ser detectadas por um aparelho ligado à fibra óptica. 0 sensor pode ser usado para monitorização contínua, a curto prazo, por exemplo de dez a quinze dias. De igual forma, um cateter pode ser usado para administrar, periodicamente, medicamentos, pequenas moléculas ou agentes bioactivos, num local específico ou por via intravenosa. 0 uso de bioborracha reduz a formação de tecidos de cicatrizes que normalmente se formaria em torno de um shunt ou outro implante que seja usado por mais de duas semanas. A taxa de degradação da bioborracha devia ser optimizada, para que não haja uma degradação significativa do material enquanto está colocado no paciente.

Aplicações de Libertação de Medicamentos A bioborracha pode também ser usada para libertação de medicamentos, sobretudo em aplicações onde a matriz que retém o medicamento precisa de ser flexível. Por ser elástica, a bioborracha move-se com o paciente, enquanto ele(a) anda, corre, se senta, etc. E como mantém a sua integridade mecânica à medida que se degrada, não é provável que o 47 dispositivo falhe completamente antes do final da sua vida útil, reduzindo o risco de uma libertação de bólus do agente desejado. As biomoléculas, as pequenas moléculas e os agentes bioactivos podem ser combinados com a bioborracha, através de interacções covalentes ou não-covalentes. Os exemplos de interacções não-covalentes incluem ligações de hidrogénio, interacções electrostáticas, interacções hidrofóbicas e interacções van der Waals. A bioborracha pode também ser usada para outras feridas de difícil cicatrizaçâo ou que não se curam devidamente, através dos mecanismos fisiológicos normais. Por exemplo, os diabéticos têm frequentemente lesões cutâneas ("úlceras diabéticas"), especialmente nas extremidades inferiores, que levam muito tempo a curar ou que não curam devidamente, devido à circulação deficiente. 0 uso de bioborracha para administração de antibióticos ou agentes anti-inflamatórios a essas feridas ajudarão na cura, fornecendo, ao mesmo tempo, uma cobertura para a ferida.

Aplicações não-médicas A bioborracha pode também ser utilizada para aplicações não-médicas. Por exemplo, as fraldas são feitas de um elastómero duro e de uma camada superior permeável que possui um material absorvente. Actualmente, o polipropileno é usado para a "cobertura" elastomérico. 0 polipropileno não é degradável e requer dez ou mais anos para se decomporem num depósito de resíduos. Pelo contrário, a bioborracha é estável num ambiente seco, mas degradar-se-á numa landfill, dentro de 48 duas a quatro semanas depois de ficar húmido. Os produtos similares que podem explorar a biodegradabilidade da bioborracha incluem protectores para a incontinência, pensos higiénicos, pensos diários e pensos rápidos. De igual forma, os sacos plásticos, como por exemplo, sacos de lixo, podem ser feitos, no seu todo ou em parte, do polímero da invenção. Quando a bioborracha é usada simples, pode ser desejável aumentar a densidade de ligações cruzadas ou modificar os grupos hidroxilo, para aumentar o tempo de degradação e evitar a degradação significativa, antes de o saco chegar à landfill. A bioborracha pode ser explorada, não só para proteger recursos naturais, mas também para proteger os animais que dependem desses recursos. Por exemplo, é muito comum libertar balões cheios de hélio em vários eventos públicos. Os balões acabam por rebentar e cair no solo, onde os animais poderão sufocar, ao tentar comê-los. Pelo contrário, os balões feitos de bioborracha degradar-se-iam em contacto com os elementos. Tais balões poderiam ser digeridos pelos animais, sem apresentar um risco continuo de engasgamento, depois de se degradarem. Noutra incorporação, a bioborracha pode ser usada para fabricar iscos ou moscas para pesca. Quando um pescador perde o isco, este simplesmente afunda-se e acaba por se degradar.

Noutra aplicação não-médica, os co-polímeros de diácido de glicerol, sem ligações cruzadas, podem ser usados como base para pastilha elástica. Por exemplo, o material sem ligações cruzadas pode ser combinado com um corante, intensificador de sabor ou outro aditivo, para produzir uma pastilha, h 49 microestrutura apropriada para produzir um sabor agradável ao mastigar pode ser facilmente determinada, polimerizando o polímero a diferentes pesos moleculares e densidades com ligações cruzadas e mastigando o material resultante durante alguns minutos. A pastilha pode também ser adaptada para administrar nutrientes (ex.: vitaminas) ou medicamentos a quem mastiga. Os nutrientes podem incluir os nutrientes recomendados pela FDA, tais como vitaminas e minerais, aminoácidos ou vários suplementos nutricionais disponíveis em lojas de produtos alimentares saudáveis. Tais aditivos podem ser simplesmente misturados com o co-polímero de diácido de glicerol, para produzir uma pastilha. Alternativamente, podem ter ou não uma ligação covalente ao polímero, de preferência através de ligações hidrolisáveis ou ligações que são hidrolísadas pelas enzimas que se encontram na boca. À medida que a pastilha é mastigada, o nutriente ou medicamento é libertado e engolido. Se a pastilha for engolida, será totalmente metabolizada no sistema digestivo.

Lisboa, 07/05/2007

Claims (31)

1 REIVINDICAÇÕES 1, Um polímero que abrange um polímero de condensação biodegradável de glicerol e um diácido, em que o polímero tem um módulo elástico de tracção, de acordo com ASTM D412™98a, de 3 MPa ou menos. 2.0 polímero da reivindicação 1, em que o polímero é biocompativel ou o polímero é um elastómero. 3. 0 polímero da reivindicação 1, em que a razão entre o glicerol e o diácido varia entre 1 e 1,5. 4. 0 polímero da reivindicação 1, em que o diácido a) é ácido sebácico, ou b) é seleccionado de ácido malónico, ácido succínico, ácido glutárico, ácido adípico, ácido pimélico, ácido subérico e ácido azelaico, ou c) inclui uma cadeia de carbono com mais de 10 átomos de carbono, tal como mais de 15 átomos de carbono, ou mais de 20 átomos de carbono, ou mais de 25 átomos de carbono, ou d) inclui uma ou mais ligações duplas, um grupo aromático, uma amina, um grupo hidroxilo, um átomo de halogéneo, uma cadeia lateral alifática ou qualquer combinação dos acima referidos.

5. O polímero da reivindicação 1, em que a) o polímero possui ligações cruzadas, tendo, por exemplo, uma densidade de ligações cruzadas 2 (expressa como moles de cadeias de redes activas por unidade de volume) inferior a 4 0%, ou inferior a 30%, ou inferior a 20%, ou inferior a 10%, ou inferior a 5%, ou inferior a 1%, ou inferior a 0,5%, ou inferior a 0,05, ou b) o módulo de Young do polímero é inferior a 3 MPa, tal como inferior a 1 MPa, ou inferior a 0,5 MPa, ou inferior a 100 kPa, ou inferior a 10 kPa, ou c) a tensão de rotura à tracção do polímero de condensação biodegradável é superior a 0,5 MPa, ou d) o polímero de condensação biodegradável tem, de acordo cora a ASTM D412—98a, ura alongamento máximo superior a 250%.

6. O polímero da reivindicação 1, em que, quando o polímero apresenta erosão da superfície, em contacto com um ambiente aquoso. 7.0 polímero da reivindicação 1, abrangendo adicionalmente um membro de uma biomolécula, seleccionado de moléculas encontradas em células e tecidos, um ácido, uma pequena molécula monomérica de peso molecular inferior a 1500g/mol, um agente bioactivo seleccionado de entre compostos e entidades que afectam eventos biológicos, um 3 grupo hidrofílico, um grupo hidrofóbico, um grupo orgânico não-proteico e qualquer combinação dos acima referidos e, opcionalmente a biomolécula é seleccionada de entre factores de crescimento, sequências de aderência das células, polinucleótidos, polissacáridos, polipéptidos, uma componente da matriz extracelular e qualquer combinação dos acima referidos, ou o membro está ligado ao polimero, através do membro de uma ligação covalente, uma ligação de hidrogénio, uma interacção electrostática, uma interacção hidrofóbica e uma interacção van der Waals.

8, Uma composição abrangendo o polimero da reivindicação 1, em que o polimero é cultivado com células seleccionadas do grupo que consiste em células conjuntivas, células de órgãos, células musculares, células nervosas e qualquer combinação das mesmas, e opcionalmente as células são seleccionadas do grupo que consiste em tenócitos, fibroblastos, células de ligamentos, células endoteliais, células pulmonares, células epiteliais, células dos músculos lisos, células musculares cardíacas, células musculares esqueléticas, células de Langerhans, células nervosas, hepatócitos, células renais, condrócitos e células de formação óssea 4 9. 0 polímero da reivindicação 1, em que o polímero abrange adicionalmente um segundo polímero, na forma de aducto, e opcionalmente o segundo polímero é biocompatível, ou o segundo polímero é biodegradável ou não-biodegradável,

10. Uma composição abrangendo o polímero da reivindicação 1 e adicionalmente, um segundo polímero, numa mistura dos mesmos e, opcionalmente, o segundo polímero é biocompatível, ou o segundo polímero é biodegradável ou não-biodegradável.

11. O polímero da reivindicação 1, em que a) um cromóforo tem uma ligação covalente ao polímero e, opcionalmente, um receptor tem uma ligação covalente ao cromóforo ou está entreposto entre o cromóforo e o polímero, ou b) o polímero é poroso, ou c) o polímero está adaptado e construído para ter uma forma seleccionada entre partículas, tubo, esfera, fio, fio enrolado, rede capilar, película, fibra, malha e folha.

12. Uma composição abrangendo o polímero da reivindicação 1, em que um agente porogénico é misturado no polímero.

13. O polímero da reivindicação 1, em que o polímero é um elastómero.

14. Um elemento de engenharia de tecidos incluindo o polímero da reivindicação 13.

15. O elemento de engenharia de tecidos da reivindicação 14, em que a razão entre o glicerol e o diácido varia entre 1 e 1,5. 5 16. 0 elemento de engenharia de tecidos da reivindicação 14, em que o diácido a) é ácido sebácico, ou b) é seleccionado de entre ácido malónico, ácido succinico, ácido glutárico, ácido adípico, ácido pimélico, ácido subérico e ácido azelaico, ou c) inclui uma cadeia de carbono com mais de 10 átomos de carbono, tal como mais de 15 átomos de carbono, ou mais de 20 átomos de carbono, ou mais de 25 átomos de carbono, ou d) inclui uma ou mais ligações duplas, um grupo aromático, uma amina, um grupo hidroxilo, um átomo de halogéneo, uma cadeia lateral alifática ou qualquer combinação dos acima referidos.

17. O elemento de engenharia de tecidos da reivindicação 14, em que a) o módulo de Young do polímero é inferior a 5 MPa, tal como inferior a 3 MPa, ou inferior a 1 MPa, ou inferior a 0,5 MPa, ou inferior a 100 kPa, ou inferior a 10 kPa, ou b) a tensão de rotura à tracção do polímero de condensação biodegradável é superior a 0,5 MPa, ou c) o polímero é caracterizado por erosão da superfície in vivo, ou 6 d) o polímero é poroso e, opcionalmente, o elemento de engenharia de tecidos inclui adicionalmente um agente porogénico. 18. 0 elemento de engenharia de tecidos da reivindicação 14, em que a) o tecido é seleccionado do grupo que consiste em tecidos musculares, tecidos conjuntivos, tecidos nervosos, tecidos de órgãos, tecidos epiteliais e qualquer combinação dos acima referidos e, opcionalmente, o tecido é membro do grupo que consiste na pele, pulmões, coração, músculo, músculo esquelético, músculo liso, válvula cardíaca, osso, nervos, rim, bexiga, fígado, tendão, ligamento e tecido pancreático, ou b) o polímero é formado num membro do grupo que consiste em partículas, tubo, esfera, fio, fio enrolado, rede capilar, película, fibra, malha e folha. 19. 0 elemento de engenharia de tecidos da reivindicação 14 a) incluindo adicionalmente um membro de uma biomolécula, um grupo hidrofilico, um grupo hidrofóbico, um grupo orgânico não-proteico, um ácido, uma pequena molécula, uma molécula bioactiva e qualquer combinação dos acima referidos, ou b) sendo cultivado com células seleccionadas do grupo que consiste em células conjuntivas, células de órgãos, células musculares, células nervosas e qualquer combinação das mesmas, e, opcionalmente, células seleccionadas do grupo que consiste em tenócitos, fibroblastos, células de ligamentos, células endoteliaís, células pulmonares, células epiteliais, 7 células dos músculos lisos, células musculares cardíacas, células musculares esqueléticas, células de Langerhans, células nervosas, hepatócitos, células renais, condrócitos e células de formação óssea.

20. O elemento de engenharia de tecidos da reivindicação 14, abrangendo adicionalmente um segundo polímero biocompatível, e opcionalmente o segundo polímero biocompatível forma uma mistura ou um aducto com o polímero de condensação biocompatível, ou o segundo polímero biocompatível é biodegradável ou não- biodegradável.

21. Um dispositivo de administração de medicamentos, incluindo o polímero da reivindicação 1 e uma pequena molécula com um peso molecular inferior a 1500 g/mol, uma molécula bioactiva seleccionada entre os compostos e as entidades que afectam eventos biológicos ou ambos.

22. O dispositivo de administração de medicamentos da reivindicação 21, em que a) a pequena molécula e/ou a molécula bioactiva tem ou não uma ligação covalente ao polímero, ou b) o dispositivo está adaptado e construído para ser implantado na região abdominal de um paciente e em que a fracção terapêutica é um agente anti-r n f 1 ar^a t o r r .

23. Um stent cardíaco, incluindo uma malha metálica expansível; e um revestimento incluindo o polímero da reivindicação 1

24. O stent cardíaco da reivindicação 21, incluindo adicionalmente um membro de uma pequena molécula e um 8 agente bioactivo, seleccionados de entre os compostos e as entidades que afectam eventos biológicos, dispostos no revestimento, e, opcionalmente, o membro tem ou não uma ligação covalente com o polímero.

25. Um stent cardíaco, incluindo o polímero da reivindicação 1, e um segundo polímero em que os dois polímeros são combinados, numa mistura ou num aducto. 26. 0 stent cardíaco da reivindicação 25, a) em que o segundo polímero é biodegradável ou não-biodegradável, ou b) incluindo adicionalmente um membro de uma pequena molécula e um agente bioactivo, seleccionado de entre os compostos e as entidades que afectam eventos biológicos, em que, opcionalmente, o membro tem ou não uma ligação covalente ao polímero, ao segundo polímero, ou a ambos.

27. Uma peça de vestuário absorvente, abrangendo uma camada superior permeável a líquidos, uma camada inferior incluindo o polímero de composição da reivindicação 1 e um núcleo adsorvente de líquidos, disposto entre a camada superior e a camada inferior. 28. Ά peça de vestuário absorvente da reivindicação 27, em que a) o polímero é degradável em aterro sanitário, ou b) a peça de vestuário é membro do grupo que consiste em fraldas, protectores de incontinência, pensos higiénicos, pensos diários e vestuário cirúrgico. 9

29. Um adesivo biodegradável, incluindo o polímero da reivindicação 1, em que a densidade das ligações cruzadas do polímero de condensação é inferior a 1%, tal como inferior a 0,5% ou inferior a 0,05%.

30. Uma pastilha elástica, incluindo o polímero da reivindicação 1 e um membro de um agente intensificador de sabor, um corante, e ambos os acima referidos.

31. A pastilha elástica da reivindicação 30, incluindo adicionalmente um membro de uma pequena molécula, pelo menos um nutriente, e ambos os acima referidos, e, opcionalmente, o membro tem ou não uma ligação covalente com o polímero.

32. Um balão insuflável, incluindo o polímero da reivindicação 1, em que o balão é degradável num ambiente exterior.

33. Um isco de pesca, incluindo o polímero da reivindicação 1, e um anzol, em que o polímero se degrada depois de exposto a um ambiente aquoso.

34. Uma mosca de pesca, incluindo o polímero da reivindicação 1, e um anzol, em que o polímero se degrada depois de exposto a um ambiente aquoso.

35. Um saco descartável, incluindo o polímero da reivindicação 1, em que o saco se degrada em aterro sanitário»

36. Um método de produzir um polímero, incluindo: a combinação de iguais quantidades molares de glicerol e um diácido, para formar uma mistura; 10 a manutenção da mistura a uma temperatura de 120^0, numa atmosfera inerte, a uma pressão de 1 Torr, durante 24 horas; a manutenção da mistura a uma temperatura de 120ÚC e a uma pressão de 40 mTorr, até que a mistura forme um polímero com uma densidade predeterminada de ligações cruzadas,

37. O método da reivindicação 36, em que a mistura é mantida a uma pressão de 40 mTorr, durante 24 horas ou 48 horas.

38. O método da reivindicação 36, em que o passo da combinação abrange adicionalmente a adição de um agente porogénico à mistura.

39. O método da reivindicação 38, em que o agente porogénico é seleccionado entre azodicarboimida, um halogeneto de metal alcalino e um sal hidrossolúvel e o método, adicionalmente, inclui a acção de embeber a mistura polimerizada em água para lixiviar o agente porogénico. 40. 0 método da reivindicação 36, incluindo adicionalmente a modificação de grupos hidroxilo no polímero, com um membro de uma biomolécula, um grupo hidrofílico, um grupo hidrofóbico, um grupo orgânico não-proteico, um ácido, uma pequena molécula, um agente bioactivo e qualquer combinação dos acima referidos.

41. O método da reivindicação 35, incluindo adicionalmente o fornecimento de um substrato, tendo um padrão predeterminado de sulcos e canais e um revestimento sacrificial de um material hidrossolúvel; depois do passo de combinar, fundir a mistura sobre o substrato; e II depois de a mistura ter a densidade predeterminada de ligações cruzadas, dissolver a camada sacrificial, para libertar o polímero do substrato, ficando o polímero com um padrão de relevo, correspondente ao padrão predeterminado.

42. O método da reivindicação 41, a) abrangendo adícíonalmente a cobertura do padrão de relevo no polrmero, para formar canaxs cobertos, em que a cobertura inclui opcionalmente um co-polímero elastomérico de glicerol e um diácido, ou b) em que o passo de cobertura inclui o fornecimento de uma cobertura, dispondo uma mistura equimolar, parcialmente polimerizada, de glicerol e um diácido, entre a cobertura e o polímero e o estabelecimento de ligações cruzadas na mistura equimolar, ou c) incluindo adicionalmente a preparação de uma cobertura para o polímero com o relevo através dos passos de: combinação de iguais quantidades molares de glicerol e um diácido, para formar uma mistura; manutenção da mistura a uma temperatura de 120°C, numa atmosfera inerte, a uma pressão de 1 Torr, durante 24 horas; formação da mistura numa folha; colocando a folha sobre o padrão de relevo do polímero; e manutenção da mistura a uma temperatura de 120°C, numa atmosfera inerte, a uma pressão de 1 Torr, até 12 que a folha tenha uma densidade predeterminada de ligações cruzadas, em que o passo de formação pode ser executado antes ou depois do passo da manutenção à pressão de 1 Torr. Lisboa, 07/05/2007