PT1996643E - Copolímeros de bloco hidrófilos degradáveis com biocompatibilidade melhorada para regeneração de tecido mole - Google Patents

Copolímeros de bloco hidrófilos degradáveis com biocompatibilidade melhorada para regeneração de tecido mole Download PDF

Info

Publication number
PT1996643E
PT1996643E PT07711258T PT07711258T PT1996643E PT 1996643 E PT1996643 E PT 1996643E PT 07711258 T PT07711258 T PT 07711258T PT 07711258 T PT07711258 T PT 07711258T PT 1996643 E PT1996643 E PT 1996643E
Authority
PT
Portugal
Prior art keywords
lactic acid
units
polymer
poly
glycolic acid
Prior art date
Application number
PT07711258T
Other languages
English (en)
Inventor
Peter Sylvest Nielsen
Lene Karin Jespersen
Jakob Vange
Hanne Everland
Khadija Schwach-Abdellaoui
Brian Nielsen
Lene Feldskov Nielsen
Original Assignee
Coloplast As
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from PCT/EP2006/067837 external-priority patent/WO2007048831A2/en
Application filed by Coloplast As filed Critical Coloplast As
Publication of PT1996643E publication Critical patent/PT1996643E/pt

Links

Classifications

    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G63/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain of the macromolecule
    • C08G63/66—Polyesters containing oxygen in the form of ether groups
    • C08G63/664—Polyesters containing oxygen in the form of ether groups derived from hydroxy carboxylic acids
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L15/00—Chemical aspects of, or use of materials for, bandages, dressings or absorbent pads
    • A61L15/16—Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons
    • A61L15/22—Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons containing macromolecular materials
    • A61L15/26—Macromolecular compounds obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds; Derivatives thereof
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L15/00—Chemical aspects of, or use of materials for, bandages, dressings or absorbent pads
    • A61L15/16—Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons
    • A61L15/42—Use of materials characterised by their function or physical properties
    • A61L15/425—Porous materials, e.g. foams or sponges
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/56—Porous materials, e.g. foams or sponges
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J9/00—Working-up of macromolecular substances to porous or cellular articles or materials; After-treatment thereof
    • C08J9/28—Working-up of macromolecular substances to porous or cellular articles or materials; After-treatment thereof by elimination of a liquid phase from a macromolecular composition or article, e.g. drying of coagulum
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12N—MICROORGANISMS OR ENZYMES; COMPOSITIONS THEREOF; PROPAGATING, PRESERVING, OR MAINTAINING MICROORGANISMS; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING; CULTURE MEDIA
    • C12N5/00—Undifferentiated human, animal or plant cells, e.g. cell lines; Tissues; Cultivation or maintenance thereof; Culture media therefor
    • C12N5/0068—General culture methods using substrates
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2261/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G2261/10—Definition of the polymer structure
    • C08G2261/12—Copolymers
    • C08G2261/126—Copolymers block
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J2201/00—Foams characterised by the foaming process
    • C08J2201/04—Foams characterised by the foaming process characterised by the elimination of a liquid or solid component, e.g. precipitation, leaching out, evaporation
    • C08J2201/048—Elimination of a frozen liquid phase
    • C08J2201/0482—Elimination of a frozen liquid phase the liquid phase being organic
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J2201/00—Foams characterised by the foaming process
    • C08J2201/04—Foams characterised by the foaming process characterised by the elimination of a liquid or solid component, e.g. precipitation, leaching out, evaporation
    • C08J2201/048—Elimination of a frozen liquid phase
    • C08J2201/0484—Elimination of a frozen liquid phase the liquid phase being aqueous
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J2367/00—Characterised by the use of polyesters obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain; Derivatives of such polymers
    • C08J2367/04—Polyesters derived from hydroxy carboxylic acids, e.g. lactones
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12N—MICROORGANISMS OR ENZYMES; COMPOSITIONS THEREOF; PROPAGATING, PRESERVING, OR MAINTAINING MICROORGANISMS; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING; CULTURE MEDIA
    • C12N2533/00—Supports or coatings for cell culture, characterised by material
    • C12N2533/30—Synthetic polymers
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12N—MICROORGANISMS OR ENZYMES; COMPOSITIONS THEREOF; PROPAGATING, PRESERVING, OR MAINTAINING MICROORGANISMS; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING; CULTURE MEDIA
    • C12N2533/00—Supports or coatings for cell culture, characterised by material
    • C12N2533/30—Synthetic polymers
    • C12N2533/40—Polyhydroxyacids, e.g. polymers of glycolic or lactic acid (PGA, PLA, PLGA); Bioresorbable polymers
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
    • Y10T428/249921—Web or sheet containing structurally defined element or component
    • Y10T428/249953—Composite having voids in a component [e.g., porous, cellular, etc.]
    • Y10T428/249955—Void-containing component partially impregnated with adjacent component
    • Y10T428/249958—Void-containing component is synthetic resin or natural rubbers

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Genetics & Genomics (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Cell Biology (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)
  • Polyesters Or Polycarbonates (AREA)
  • Other Resins Obtained By Reactions Not Involving Carbon-To-Carbon Unsaturated Bonds (AREA)
  • Biological Depolymerization Polymers (AREA)

Description

1
DESCRIÇÃO
"COPOLÍMEROS DE BLOCO HIDRÓFILOS DEGRADÁVEIS COM BIOCOMPATIBILIDADE MELHORADA PARA REGENERAÇÃO DE TECIDO MOLE"
CAMPO DA INVENÇÃO A presente invenção refere-se a novos polímeros biodegradáveis, a materiais porosos e outros compreendendo tais polímeros e a várias utilizações médicas de tais materiais.
ANTECEDENTES DA INVENÇÃO
Os suportes são estruturas porosas nas quais se podem incorporar células. Eles são geralmente feitos de materiais degradáveis, biocompatíveis e são adicionados a tecido para guiar a organização, crescimento e diferenciação de células no processo de formação de tecido funcional. Os materiais utilizados podem ser de origem natural ou sintética. 0 poli(ácido L-láctico) (PLLA), o poli(ácido D/L-láctico) (PDLLA) e o poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) (PLGA) são conhecidos desde há longa data como materiais degradáveis para implantes e estão todos aprovados pela FDA para este efeito. Eles têm sido utilizados como suportes para tecidos de osso, cartilagem, fígado, pele, uretra, intestinos, tendão e cardiovascular.
Um exemplo típico de uma dessas aplicações é aquela em que o polímero é transformado numa estrutura porosa, frequentemente por moldagem com solvente/lixiviação de 2 partícula. A estrutura é então pré-humedecida com etanol e lavada sucessivamente com água. Este passo é necessário porque estes polímeros são hidrófobos, e uma tentativa para os humedecer directamente com água não terá sucesso. À estrutura humedecida são então aplicadas células e multiplicadas num biorreactor antes da implantação.
Também sao conhecidos copolímeros de poliéteres e poliésteres. De um modo geral, estes nao são utilizados como suportes , uma vez que se sabe que os polímeros contendo PEG (polietileno glicol) resistem à adesão de células e proteínas. Esta classe de polímeros é utilizada na administração de fármacos, onde a hidrofilicidade e resistência à incrustação elevadas da parte poliéter é útil.
Sabe-se que o PLGA e copolímeros de PEG e PLGA têm uma boa biocompatibilidade pelo facto de serem não tóxicos para as células e de não provocarem uma reacção inflamatória no tecido. Em Zange et al., Journal of Controlled Release, 56, 1998, 249-258, é examinada a biocompatibilidade de vários copolímeros de PEG-PLGA com modelos in vitro e nenhum mostrou efeitos adversos dos polímeros em fibroblastos de rato. Para que um polímero tenha um bom desempenho num suporte não é suficiente que tenha uma boa biocompatibilidade. As células têm se aderir de modo eficiente ao material. Sabe-se que os polímeros contendo PEG e as superfícies revestidas com PEG resistem à adesão de células e proteínas. A US 6,201,072Bl ensina um grupo de copolímeros de tribloco PLGA-PEG-PLGA com massa molecular baixa e características 3 de solubilidade aquosa distintas para aplicações em administração de fármacos. A WO 03000778 AI utiliza (entre outras coisas) MPEG-PLGA (MPEG = metoxi-polietileno glicol) com um grupo de ligação na extremidade funcional OH para efeitos de libertação de fármacos. A US 20040076673 descreve MPEG-PLGA com Mw<5000 para administração oral de fármacos. A CN 1446841 divulga materiais de suporte porosos tridimensionais de copolímeros de bloco de poli(ácido láctico)-poliéter e um processo de preparação de tais copolímeros de bloco.
Os polímeros para engenharia de tecido podem ser naturais ou sintéticos. Os polímeros sintéticos mais utilizados são do grupo de poliésteres. Os mais comuns neste grupo são PLLA, PDLLA, PLGA, PCL (poli-s-caprolactona) e vários copolímeros daqueles. Eles são todos materiais hidrófobos e a adesão inicial de células aos suportes destes poliésteres é lenta, na melhor das hipóteses.
Os actuais inventores constataram que ao incorporar um bloco hidrófilo (isto é um bloco de polialquileno glicol) no polímero é melhorada a biocompatibilidade de poliésteres. Isto é devido às melhores características de molhabilidade do material e pelo facto da adesão celular inicial estar enfraquecida em materiais não polares. Além disso, constatou-se que mantendo o teor molar de unidades de polialquileno em relação ao teor molar de unidades de ácido láctico/ácido glicólico baixo, isto é no máximo 14% 4 em moles, sao obtidos polímeros e materiais derivados superiores.
BREVE DESCRIÇÃO DA INVENÇÃO
Um aspecto da presente invenção refere-se a um polímero biodegradável da fórmula geral: A—0— (CH2CH20) n-metilo em que A é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) de uma massa molecular de pelo menos 8 000 g/mol, estando a proporção molar de (i) unidades de ácido láctico [-CH (CH3) -C00-] e (ii) unidades de ácido glicólico [—CH2—COO—] no resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) na gama de 80:20 até 10:90, em particular 70:30 até 10:90, n representa o número médio de unidades -(CH2CH20)- numa cadeia de polímero e é um número inteiro na gama de 16-250, a proporção molar de (iii) unidades de polietileno glicol [-(CH2CH20)-] relativamente à quantidade combinada de (i) unidades de ácido láctico [-CH(CH3)-C00-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-C00-] no(s) resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) está na gama de 1:99 até 12:88, e em que a massa molecular média aritmética do copolímero é de pelo menos 20 000 g/mol. 5
Outro aspecto da presente invenção refere-se a um material poroso biodegradável compreendendo um polímero da fórmula geral
A-0- (CHR1CHR20) n-B em que A é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) de uma massa molecular de pelo menos 4000 g/mol, estando a proporção molar de (i) unidades de ácido láctico [-CH(CH3)-COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] no resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) na gama de 80:20 até 10:90, B é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) como definido para A ou é seleccionado do grupo consistindo de hidrogénio, alquilo-Ci_6 e grupos de protecção de hidroxilo, um de R1 e R2 em cada unidade - (CHR1CHR20) - é seleccionado de hidrogénio e metilo, e o outro de R1 e R2 na mesma unidade -(CHR1CHR20)- é hidrogénio, n representa o número médio de unidades -(CHR1CHR20)-numa cadeia de polímero e é um número inteiro na gama de 10-1000, a proporção molar de (iii) unidades de polialquileno glicol [-(CHR1CHR20)-] relativamente à quantidade combinada de (i) unidades de ácido láctico [-CH(CH3)-COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] 6 no(s) resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) é no máximo 14:86, e em que a massa molecular média aritmética do copolímero é de pelo menos 10 000 g/mol. em que a porosidade é de pelo menos 50%, como na gama de 50-99,5%.
Um terceiro aspecto da presente invenção refere-se a um método de preparação de um material poroso biodegradável de um polímero, compreendendo o método os passos de: (a) dissolver um polímero como aqui definido num solvente não aquoso de modo a obter uma solução de polímero; (b) congelar a solução obtida no passo (a) de modo a obter uma solução de polímero congelada; e (c) liofilizar a solução de polímero congelada obtida no passo (b) de modo a obter o material poroso, biodegradável.
Outros aspectos da presente invenção referem-se a um elemento de dispositivo médico de um material compreendendo um polímero como aqui definido; um dispositivo médico de um material compreendendo um polímero como aqui definido; um material poroso biodegradável como aqui definido para utilização em terapia, medicina dentária ou cirurgia; a utilização de um material poroso biodegradável como aqui definido para a preparação de um suporte para sustentar a adesão de células ou o crescimento interno para regeneração 7 de tecido; e a utilização de um material poroso biodegradável como aqui definido para a preparação de um penso para feridas.
BREVE DESCRIÇÃO DAS FIGURAS
Figura 1 ilustra suportes MPEG-PLGA 2-30 kDa que serve de apoio para o desenvolvimento de epiderme reconstituída.
Figura 2: solução a 1,5% (m/m) de um polímero 2-30 com 50% de ácido láctico (6% (m/m) de MPEG) em dioxano, congelado a -5°C, em seguida liofilizado a -20°C.
Figura 3: solução a 1,5% (m/m) de um polímero 2-30 com 50% de ácido láctico (6% (m/m) MPEG) em dioxano, congelado a +5°C, em seguida liofilizado a -20°C.
Figura 4: Fotografia por SEM de 1,5% MPEG-PLGA liofilizado contendo 40% de partículas ECM (ampliação 250x).
DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO
Os actuais inventores constataram que polímeros biodegradáveis particularmente concebidos têm propriedades extremamente interessantes, os quais podem ser utilizadas em suportes para sustentar a adesão de células e/ou o crescimento interno para regeneração de tecido.
Os polímeros
Os polímeros biodegradáveis dos materiais porosos, biodegradáveis são constituídos por um resíduo de 8 polialquileno glicol e um ou dois resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico).
Assim, os polímeros biodegradáveis têm a fórmula geral:
A—0— (CHR1CHR20) nB em que A é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) de uma massa molecular de pelo menos 4000 g/mol, estando a proporção molar de (i) unidades de ácido láctico C-CH(CH3)-C00-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-C00-] no resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) na gama de 80 :20 até 10:90, em particular 70:30 até 10:90, B é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) como definido para A ou é seleccionado do grupo consistindo de hidrogénio, alquilo-Ci_6 e grupos de protecção de hidroxilo, um de R1 e R2 em cada unidade - (CHR1CHR20) - é seleccionado de hidrogénio e metilo, e o outro de R1 e R2 na mesma unidade -(CHR1CHR20)- é hidrogénio, n representa o número médio de unidades -(CHR1CHR20)-numa cadeia de polímero e é um número inteiro na gama de 10-1000, em particular 16-250, a proporção molar de (iii) unidades de polialquileno glicol [-(CHR1CHR20)-] relativamente à quantidade combinada de (I) unidades de ácido láctico [-CH(CH3)- 9 COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] no(s) resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) é no máximo 14:86, e em que a massa molecular média aritmética do copolímero é de pelo menos 10 000 g/mol.
Assim, os polímeros podem ser do tipo dibloco ou do tipo tribloco.
Entende-se que o polímero compreende um ou dois resíduos A, isto é resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico). Determinou-se que tais resíduos deverão ter uma massa molecular de pelo menos 4000 g/mol, mais particularmente pelo menos 5000 g/mol ou até mesmo pelo menos 8000 g/mol. O poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) do polímero pode ser degradado em condições fisiológicas, por exemplo em fluidos corporais e em tecido. No entanto, devido à massa molecular destes resíduos (e os outros requisitos aqui estabelecidos mais à frente), julga-se que a degradação será suficientemente lenta para que os materiais e objectos feitos a partir do polímero possam cumprir o seu objectivo antes do polímero de degradar completamente. A expressão "poli(ácido láctico-co-ácido glicólico)" abrange um número de variantes de polímeros, por exemplo poli(ácido láctico-co-ácido glicólico-aleatório), poli(ácido DL-láctico-co-ácido glicólico), poli(ácido meso-láctico-co-ácido glicólico), poli(ácido L-láctico-co-ácido glicólico), a sequência de ácido láctico/ácido glicólico no PLGA pode ser aleatória, afilada ou como blocos e o ácido 10 láctico pode ser ácido L-láctico, ácido DL-láctico, ácido D-láctico ou ácido meso-láctico.
Preferencialmente, o poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) é um poli(ácido láctico-co-ácido glicólico-aleatório) ou poli(ácido láctico-co-ácido glicólico-afilado).
Outra característica importante é o facto de que a proporção molar de (i) unidades de ácido láctico [-CH(CH3)-C00-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-C00-] no(s) resíduo (s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) deveria estar na gama de 80:20 até 10:90, em particular 70:30 até 10:90.
Duma maneira geral, observou-se que os melhores resultados são obtidos para polímeros em que a proporção molar de (i) unidades de ácido láctico [-CH(CH3) -COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] no(s) resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) é 70:20 ou menos, ou 70:30 ou menos, contudo também se observaram resultados razoavelmente bons para um polímero possuindo uma proporção molar de até 80 :20 desde que a proporção molar de (iii) unidades de polialquileno glicol [-(CHR1CHR20)-] relativamente à quantidade combinada de (i) unidades de ácido láctico [-CH(CH3) -COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] no(s) resíduo (s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) fosse no máximo 10:90.
Como mencionado acima, B é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) como definido para A ou é seleccionado do grupo consistindo de hidrogénio, alquilo-C1-6 e grupos de protecção de hidroxilo. 11
Numa forma de realização, B é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) como definido para A, isto é o polímero é do tipo tribloco.
Noutra forma de realização, B é seleccionado do grupo consistindo de hidrogénio, alquilo-Ci-6 e grupos de protecção de hidroxilo, isto é o polímero é do tipo dibloco.
De modo mais típico (dentro desta forma de realização), B é alquilo-Ci_6, por exemplo metilo, etilo, 1-propilo, 2-propilo, 1-butilo, terc-butilo, 1-pentilo, etc., muito preferencialmente metilo. No caso em que B é hidrogénio, isto é correspondente a um grupo OH terminal, o polímero é tipicamente preparado utilizando um grupo de protecção de hidroxilo como B. "Grupos de protecção de hidroxilo" são grupos que podem ser removidos após a síntese do polímero, por exemplo, por hidrogenólise, hidrólise ou outros meios adequados sem destruir o polímero, deixando assim um grupo hidroxilo livre na parte de PEG, ver, por exemplo livros que descrevem procedimentos do estado da técnica como aqueles descritos por Greene, T.W. e Wuts, P. G. M. (Protecting Groups in Organic Synthesis, terceira edição ou posteriores). Exemplos particularmente úteis acerca disto são os benzilo, tetra-hidropiranilo, metoximetilo e benziloxicarbonilo. Tais grupos de protecção de hidroxilo podem ser removidos para se obter um polímero em que B é hidrogénio.
Um de R1 e R2 em cada unidade - (CHR1CHR20) - é seleccionado de hidrogénio e metilo, e o outro de R1 e R2 na mesma unidade - (CHR1CHR20) - é hidrogénio. Assim, o resíduo - (CHR1CHR20) n- pode ser um polietileno glicol, um 12 polipropileno glicol ou um poli(etileno glicol-co-propileno glicol). Preferencialmente, o resíduo - (CHR1CHR20) n_ é um polietileno glicol, isto é R1 e R2 em cada unidade são ambos hidrogénio. n representa o número médio de unidades -(CHR1CHR20)- numa cadeia de polímero e é um número inteiro na gama de 10-1000, em particular 16-250. Deverá entender-se que n representa a média de unidades -(CHRCHR20) - dentro de um conjunto de moléculas de polímero. Isto deveria ser óbvio para o especialista na técnica. A massa molecular do resíduo de polialquileno glicol (CHR1CHR20) n-) situa-se tipicamente na gama de 750-10 000 g/mol, por exemplo 750-5 000 g/mol.
Tipicamente, o resíduo - (CHR1CHR20) n- não se degrada em condições fisiológicas, mas pode - por outro lado - se segregado inalterado do corpo humano. A proporção molar de (iii) unidades de polialquileno glicol [-(CHR1CHR20)-] relativamente à quantidade combinada de (i) unidades de ácido láctico [_CH(CH3) -COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] no(s) resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) também desempenha um certo papel e deveria ser no máximo 14:86. Mais tipicamente, a proporção é no máximo 12:88, em particular no máximo 10:90 ou até mesmo no máximo 8:92. Frequentemente, a proporção está na gama de 0,5:99,5 até 14:86, como na gama de 1:99 até 14:86, ou na gama de 1:99 até 12:88, em particular na gama de 2:98 até 10:90, ou até mesmo na gama de 2:98 até 8:92. 13
Julga-se que a massa molecular do copolímero para utilização nos materiais porosos não é particularmente relevante desde que seja de pelo menos 10 000 g/mol. No entanto, preferencialmente, a massa molecular é de pelo menos 15 000 g/mol. A "massa molecular" é para ser interpretada como a massa molecular média aritmética do polímero, porque o especialista compreenderá que a massa molecular das moléculas de polímero dentro de um conjunto de moléculas de polímero será representada por valores distribuídos em torno do valor médio, por exemplo representada por uma distribuição Gaussiana. Mais tipicamente, a massa molecular está na gama de 10 000-1 000 000 g/mol, como 15 000-250 000 g/mol ou 20 000-200 000 g/mol. Constatou-se que os polímeros particularmente interessantes são aqueles possuindo uma massa molecular de pelo menos 20 000 g/mol, como pelo menos 30 000 g/mol. A estrutura do polímero pode ser ilustrada como se segue (em que R é seleccionado de hidrogénio, alquilo-Ci_6 e grupos de protecção de hidroxilo; n é como definido acima, e m, p e ran são seleccionados de modo a que sejam satisfeitas as condições para os resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico)):
polímero de tipo dibloco 14
polímero de tipo tribloco
Para cada uma das estruturas de polímero (I) e (II) supramencionadas entender-se-á que as unidades de ácido láctico e de ácido glicólico [-CH2-COO-] representadas por Ρ e m podem estar distribuídas aleatoriamente dependendo dos materiais de partida e das condições reaccionais.
Além disso, entender-se-á que as unidades de ácido láctico [-CH (CH3)-C00-] podem ser D/L ou L ou D, tipicamente D/L ou L, ou ácido meso-láctico.
Como mencionado acima, o(s) resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico), isto é o(s) resíduo(s) de poliéster, é/são degradado(s) hidroliticamente em meios fisiológicos, e o resíduo de polialquileno glicol é excretado, por exemplo, do organismo do mamífero. A biodegradabilidade pode ser avaliada como delineado na secção Experimental.
Preparação de polímeros
Os polímeros podem, em princípio, ser preparados seguindo princípios conhecidos do especialista na técnica.
Em princípio, o polímero em que B não é um resíduo A (polímeros de tipo dibloco) pode ser preparado como se segue: 15
Em princípio, o polímero em que B é um resíduo A (polímero de tipo triblocos) pode ser preparado como se segue:
A menos que se apliquem condições especiais, a distribuição de unidades de ácido láctico (-CH(CH3) -C00-] e unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] estarao aleatoriamente distribuídas ou afiladas dentro de cada resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico). A síntese dos polímeros de acordo com a invenção é ainda ilustrada na secção Experimental.
Os materiais
Os polímeros são úteis para uma grande gama de materiais para utilização médica, dentária e cirúrgica. 0 material é um material poroso biodegradável compreendendo um polímero como aqui definido, em que a porosidade é de pelo menos 50%, como na gama de 50-99,5%. 16 0 grau de porosidade elevado pode - como será descrito mais abaixo - ser obtido por liofilização, isto é o material é preferencialmente liofilizado. 0 espaço vazio do material do polímero pode estar livre de modo a permitir ou até mesmo facilitar a adesão celular e/ou crescimento interno para regeneração de tecido. No entanto, numa forma de realização, os poros do material estão pelo menos parcialmente ocupados por um ou mais componentes da matriz extracelular. Tais componentes podem facilitar a adesão celular e/ou o crescimento interno para regeneração de tecido. Exemplos de componentes da matriz extracelular são o sulfato de condroitina, hialuronano, ácido hialurónico, sulfato de heparina, sulfato de heparano, sulfato de dermatano, factores de crescimento, trombina, fibrina, fibronectina, elastina, colagénio, gelatina e agrecano.
Os componentes da matriz extracelular poderiam ser adicionados como partículas, as quais estão dispersadas heterogeneamente, ou como um revestimento de superfície. A concentração dos componentes da matriz extracelular em relação ao polímero sintético está tipicamente na gama de 0,5-15% (m/m), preferencialmente abaixo de 10% (m/m). Além disso, a concentração dos componentes da matriz extracelular é preferencialmente no máximo 0,3% (m/v), por exemplo no máximo 0,2 (m/v), em relação ao volume do material. No entanto, nalgumas formas de realização, a concentração dos componentes da matriz extracelular em relação ao polímero sintético pode ser tão elevada quanto 80%, como 40-70%. Dentro destas formas de realização, a concentração dos componentes da matriz extracelular é preferencialmente 0,1-5% (m/v), por exemplo 0,5-4% (m/v). 17
Com respeito à biodegradabilidade, é preferido que nalgumas formas de realização o grau de degradação do material se situe na gama de 0,9-0,1, tal como 0,8-0,2, quando testado durante 28 dias no Ensaio de Biodegradação descrito na secção Experimental.
Os materiais porosos podem ser preparados segundo técnicas conhecidas, por exemplo como descrito em Antonios G.Mikos, Amy J.Thorsen, Lisa A Cherwonka, Yuan Bao & Robert Langer. Preparation and characterization of poly(L-lactide) foams. Polymer 35, 1068-1077 (1994). No entanto, uma técnica muito útil para a preparação dos materiais porosos é a liofilização.
Assim, a presente invenção também proporciona um método de preparação de um material poroso biodegradável de um polímero, compreendendo o método os passos de: (a) dissolver um polímero como aqui definido num solvente não aquoso de modo a obter uma solução de polímero; (b) congelar a solução obtida no passo (a) de modo a obter uma solução de polímero congelada; e (c) liofilizar a solução de polímero congelada obtida no passo (b) de modo a obter o material poroso, biodegradável. 0 solvente não aquoso utilizado no método deveria, no que se refere ao ponto de fusão, ser seleccionado de modo a ser 18 adequadamente congelado. Os exemplos ilustrativos destes são dioxano (pf. 12°C) e carbonato de dimetilo (pf. 4°C).
Numa variante, a solução de polímero, após o passo (a) , é vertida ou colocada num molde adequado. Deste modo, é possível obter uma forma tridimensional do material especificamente concebido para a aplicação particular.
Além do mais, a invenção também abrange uma variante em que são dispersadas partículas de componentes da matriz extracelular na solução obtida no passo (a) antes de a solução (dispersão) ser congelada como definido no passo (b) . A invenção também abrange a variante mais específica em que os componentes da matriz extracelular são dissolvidos num solvente adequado e em seguida adicionados à solução obtida no passo (a). Ao misturar com o solvente do passo (a), isto é um solvente para o polímero aqui definido, os componentes da matriz extracelular muito provavelmente precipitarão de modo a formar uma dispersão.
Além disso, a invenção abrange uma variante em que o material poroso, biodegradável obtido no passo (c) é submerso, num passo subsequente, numa solução de glucosaminoglicano (por exemplo hialuronano) e subsequentemente novamente liofilizado. A invenção também proporciona um elemento de dispositivo médico de um material compreendendo um polímero como aqui definido. 19
Quando utilizada no actual contexto, a expressão "dispositivo médico" destina-se a abranger pensos para feridas, suturas, implantes, etc. 0 termo "elemento" destina-se a significar uma determinada parte, secção ou camada do referido dispositivo médico.
Assim, numa forma de realização, o elemento é o revestimento exterior de um dispositivo médico.
Noutra forma de realização, o material forma a camada exterior de um penso para feridas.
Numa variante particular, a invenção proporciona um dispositivo médico de um material compreendendo um polímero como aqui definido, isto é o dispositivo médico é totalmente feito do material. Numa variante, o dispositivo médico está na forma de uma malha ou rede, em particular uma malha, como uma malha para hérnia. Noutra variante, o dispositivo médico está na forma de uma fibra, em particular uma sutura.
Nalgumas formas de realização alternativas, o material está presente na forma de uma fibra ou uma estrutura fibrosa preparada a partir do polímero aqui definido, possivelmente em associação com componentes da matriz extracelular. As fibras ou materiais fibrosos podem ser preparados por técnicas conhecidas do especialista na técnica, por exemplo por extrusão por fusão, fiação electrostática, extrusão, etc. Tais fibras ou materiais fibrosos podem ser, por exemplo, utilizados como suturas, malhas para hérnias, suportes, etc. Várias utilizações 20
Como será óbvio do precedente, os polímeros e materiais têm uma multiplicidade de utilizações dentro do campo da medicina, serviços de saúde, cirurgia, medicina dentária, etc., em particular utilizações em que é necessário um polímero biodegradável, por exemplo, para pensos para feridas, suportes para fixação de células e crescimento interno para regeneração de tecido, suturas, malha para hérnia, cartilagem, ligamentos, implantes, etc.
Assim, a presente invenção também se refere a um material poroso biodegradável como aqui definido para utilização em terapia, medicina dentária ou cirurgia.
Mais em particular, a invenção também se refere à utilização de um material poroso biodegradável como aqui definido para a preparação de um suporte para sustentar a adesão de células ou o crescimento interno para regeneração de tecido, e à utilização de um material poroso biodegradável como aqui definido para a preparação de um penso para feridas.
PARTE EXPERIMENTAL
Ensaio de Biodegradação A biodegradabilidade do material poroso pode ser determinada como se segue.
Aproximadamente 1 grama de um material poroso é completamente mergulhado num meio (10% de soro fetal de vitelo em DMEM (meio de Eagle modificado por Dulbecco)) e é conservado a 37°C durante um período de 28 dias. O meio é 21 mudado duas vezes por semana, isto é nos dias 3, 7, 10, 14, 17, 21 e 24. No dia 28, o material poroso é analisado por GCP. A biodegradação é medida como a massa molecular média aritmética/ponderal relativamente ao valor inicial.
Foi testado um MPEG-PLGA poroso (2-30 kDa, L:G 50:50) e a biodegradação foi determinada como aproximadamente 0,5 (valor final de Mn/W relativamente ao valor inicial)
Sumário
Numa tentativa para tornar o PLGA mais hidrófilo, MPEG ou PEG foi copolimerizado com PLGA para dar copolimeros com um teor baixo de MPEG/PEG (<20% (m/m) MPEG/PEG). Quando estes polímeros foram testados e comparados com PLGA simples, as adesões iniciais de células a MPEG-PLGA e PLGA-PEG-PLGA foram superiores relativamente ao PLGA simples e a morfologia e fixação das células foram melhores.
Isto é surpreendente, uma vez que se sabe da literatura que os polímeros contendo PEG resistem à adesão de proteínas e células. A chave para o desempenho melhorado dos nossos polímeros parece ser que o teor de PEG no polímero é mantido baixo (no máximo 14 % em moles) já que os polímeros com teores elevados de PEG deram adesão e morfologia más nos ensaios biológicos. O PLA tem tempos de degradação longos em comparação com o PLGA e as nossas experiências mostram que um maior teor de ácido láctico na parte PLGA do poliéter-PLGA dá uma adesão de células mais lenta. 22
Os polímeros sintéticos biodegradáveis conhecidos são tipicamente materiais hidrófobos com adesão inicial lenta de células num meio biológico. Nós tentamos modificar a hidrofilicidade do PLGA sintetizando um copolímero de bloco MPEG-PLGA. 0 nosso primeiro polímero foi um MPEG-PLGA de 1,9-30 kDa com uma proporção G:L de 50:50 (mol). Estes são transformados em lâminas porosas finas por liofilização. Num ensaio biológico tanto a adesão celular inicial como a longo prazo foi excelente e o desempenho foi superior relativamente ao PLGA não modificado. Isto é surpreendente uma vez que a literatura descreve que a incorporação de PEG nos polímeros os torna resistentes à adesão de células e proteínas. A chave para o nosso sucesso parece ser que nós temos um teor baixo de PEG (6% (m/m)) (ver Quadro 2 abaixo) . Quando o teor de PEG é superior (MPEG-PLGA 5-30 kDa, 14% (m/m) PEG), nós observamos uma adesão celular reduzida, tanto inicial como a longo prazo quando comparada com os materiais com baixo teor de PEG e o PLGA simples.
Purificação de reagentes
Os ácido DL-láctico e ácido glicólico são recristalizados em acetato de etilo seco numa atmosfera de azoto e secos sob vácuo. O PEG/MPEG é dissolvido num solvente adequado, precipitado em hexano frio, filtrado e seco dum dia para o outro. O 2-etil-hexanoato de estanho é destilado sob vácuo e conservado sob azoto. O acetato de etilo é destilado de hidreto de cálcio sob azoto. O dioxano é destilado de sódio/benzofenona sob azoto. O tolueno é destilado de sódio/benzofenona sob azoto. Síntese de polímeros 23
Adiciona-se PEG/MPEG, ácido DL-láctico, ácido glicólico e 4%(m/v) de octanoato de estanho em tolueno a um frasco numa caixa de luvas com atmosfera de azoto. Fecha-se o frasco, aquece-se e agita-se até o conteúdo ficar transparente e homogéneo e coloca-se em seguida numa estufa a 120-200°C durante 1 min até 48 horas, por exemplo até 6 h. A síntese também pode ser efectuada numa solução num solvente adequado (por exemplo dioxano) para facilitar a purificação subsequente. Em seguida, adiciona-se MPEG, ácido DL-láctico, ácido glicólico, 4% de 2-etil-hexanoato de estanho e 100% (m/m) de dioxano a um frasco numa caixa de luvas com atmosfera de azoto e trata-se como acima.
Purificação do polímero
Dissolve-se o polímero (ver Quadro 1) num solvente adequado (por exemplo dioxano, tetra-hidrofurano, clorofórmio, acetona) e precipita-se sob agitação num não solvente (por exemplo água, metanol, etanol, 1-propanol ou 2-propanol) a uma temperatura de -40 até 40°C. Deixa-se o polímero depositar, rejeita-se o solvente e seca-se o polímero numa estufa de vácuo a 40-120°C/dum dia para o outro.
Os polímeros são analisados por espectroscopia de RMN e GPC para confirmar a estrutura, massa molecular e pureza.
Quadro 1 - Exemplos de síntese de vários polímeros de MPEG-
PLGA 24
Polímero prop. G/L ácido glicólico (g) ácido DL-láctico (g) Iniciador iniciador (g) 4% Sn(Oct)2 (pL) dioxano (g) 750-15000 50L 50:50 2,12 2, 64 MPEG 750 Da 0, 238 129 5 1100-20000 50L 50:50 2,11 2, 63 MPEG 1100 Da 0, 261 98 5 1900-30000 50L 50:50 2,10 2, 60 MPEG 1900 Da 0, 298 65 5 1900-30000 80L 20:80 0, 79 3, 91 MPEG 1900 Da 0, 298 65 5 5000-30000 50L 50:50 1,86 2, 31 MPEG 5000 Da 0, 833 68 5 15000-1900- 15000 50L 50:50 2,10 2, 60 PEG 1900 Da 0, 298 65 5 30000-5000- 30000 50L 50:50 2,06 2, 56 PEG 5000 Da 0, 385 31 5
Processo de preparação de suportes
Dissolve-se o polímero (por exemplo 1,9-30 kDa) num solvente adequado (por exemplo dioxano) até uma concentração de 0,5-10% (m/v). Verte-se a solução para um molde, congela-se e liofiliza-se até uma lâmina porosa. Os componentes da matriz extracelular podem ser incorporados dispersando tais componentes num solvente ou tratando subsequentemente a lâmina porosa com uma dispersão/solução de componentes da matriz extracelular.
Ensaio dos suportes
Os estudos de biocompatibilidade (ver Quadro 2) dos vários suportes de MPEG-PLGA e PLGA foram realizados aplicando fibroblastos primários a uma concentração de 2,5 χ 104 células/cm2 na superfície dos suportes. A avaliação da fixação, viabilidade e crescimento das células foi realizada nos dias 1, 3 e 7 por revelação das células utilizando vermelho neutro seguido de avaliação utilizando 25 um microscópio invertido Leica DMIRE2 munido com uma máquina fotográfica arrefecida Evolution MP (Media Cybernetics) e foram tiradas imagens digitais utilizando o software Image Pro Plus 5.1 (Media Cybernetics).
Os estudos de comparação da biocompatibilidade de suportes de PLGA liofilizados mostraram geralmente a adesão de células com boa morfologia mas com uma quantidade inicial de células muito baixa. Ao comparar estes suportes com MPEG-PLGA 2-30 kDa, nós observamos uma melhor biocompatibilidade do suporte de MPEG-PLGA porque havia uma maior quantidade de células aderidas a este suporte devido a uma melhor capacidade de molhabilidade.
As células crescem com boa morfologia e boa aderência ao MPEG-PLGA 1,9-30 kDa desde o inicio do ensaio e observa-se um aumento na quantidade de células desde o dia 1 até ao dia 7. O aumento do tamanho da parte de MPEG do MPEG-PLGA para 5-30 kDa dá unicamente células arredondadas com pouca ou nenhuma aderência à superfície dos suportes originando uma biocompatibilidade acentuadamente reduzida e a qual piora desde o dia 1 até ao dia 7.
Se for testado o MPEG-PLGA 2-15 kDa e comparado com MPEG-PLGA 2-20 kDa e MPEG-PLGA 2-30 kDa, nós observamos uma fixação e viabilidade crescentes dos fibroblastos quando o tamanho da parte de PLGA era aumentado. Isto significa que o 2-30 kDa tinha a melhor biocompatibilidade. O aumento do tamanho de 2-15 kDa para 2-20 kDa dá o efeito positivo maior na biocompatibilidade em comparação com o passo de 2-20 kDa para 2-30 kDa. 26 0 aumento da proporção L:G no MPEG-PLGA 2-20 kDa de 50:50 para 80:20 origina uma menor fixação e viabilidade dos fibroblastos.
Quadro 2 - Sumário dos ensaios de biocompatibilidade
Suporte Fixação Viabilidade Tipo tamanho LA Prop. %PEG Dia Dia 3 Dia 7 Dia 1 Dia 3 Dia 7 % 25 EO 3) (m/m) 1 PLGA15 50 0:100 0 + + + + + + + + + + + + + +++ + 2-15 50 16:84 12 + + + + + ++ ++ (ref) 2-15 60 17:83 12 + + + ++ ++ + (ref) 2-15 80 17:83 12 + + + + + + (ref) 2-20 50 13:87 9 ++ +++ +++ ++ +++ +++ < 2-20 60 13:87 9 ++ ++ ++ ++ ++ ++ Q. 2-20 80 14:86 9 + + + + + iD uí 2-30 50 9:91 6 +++ ++ + + + +++++ ++++ +++++ +++++ CL· S 2-30 60 9:91 6 +++ ++++ +++++ + +++ +++ + + ++ +++ 2-30 80 9:91 6 +++ ++++ ++++ +++ ++++ ++++ 5-25 50 23:77 17 + + + + + (ref) 5-30 50 20:80 14 ++ + + ++ + + (ref) 5-79 50 9:91 6 +++ ++++ ++++ + ++++ ++++ + +++++ PLGA- 13-6- 50 25:75 19 + + + + + + PEG- 13 (ref) PLGA 23-3- 50 9:91 6 + + + +++ + + +++++ ++++ +++++ +++++ 23 47-6- 50 9:91 6 ++ ++ + ++++ +++ ++ + +++++ 47 1) Alkermes MEDIS0RB PLGA 5050DL I.V . elevado 2) LA como % molar da parte de PLGA do polímero 27 3) proporção de unidades EO relativamente às unidades de ácido láctico/ácido glicólico.
Os resultados são classificados subjectivamente de + até +++++ com + a significar fixação baixa e viabilidade baixa enquanto +++++ são fixação e viabilidade excelentes.
Queratinócitos humanos podem ser cultivados in vitro sobre suportes de MPEG-PLGA populados com fibroblastos para formar uma epiderme reconstituída de camada múltipla e diferenciada (ver Figura 1). A epiderme reconstituída mostra características morfológicas semelhantes à epiderme normal in vivo.
Em espécimes histológicos, nós encontramos evidências claras de camadas de células basais (stratum basale) e por fim stratum corneum sobrejacente com camadas intermédias que se assemelham, contudo, às camadas espinhosas e granulares imaturas e ligeiramente hiperproliferativas. A falta de maturação final deveria ser atribuída ao modelo in vitro escolhido e não ao material do suporte.
Preparação de suportes de MEPG-PLGA contendo partículas de ECM
Preparação de suportes de compósitos de MPEG-PLGA e ECM: Dissolveu-se metoxi-polietileno glicol-poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) (Mn 2 000-30 00, L:G 1:1; preparado como descrito acima) em 1,4-dioxano até uma solução a 1,5%. Para amostras contendo UBM (Acell Inc., USA), o UBM foi adicionado à solução enquanto se agitava; 0, 0,017, 0,038, 0,064, 0,1, 0,15, 0,225 g/suporte (0, 10, 20, 30, 40, 50, 60% m/m), misturado a alta velocidade e 10 mL foram 28 vertidos para um molde de 7,3 * 7,3 cm. A solução foi congelada a -5°C e liofilizada a -20°C durante 5 h e 20°C durante aproximadamente 15 h. As amostras foram colocadas num secador com vácuo dum dia para o outro para eliminar dioxano residual.
Fotografias por SEM demonstraram que as partículas de ECM estão distribuídas homogeneamente na matriz de suporte, Figura 4.
Preparação, morfologia das células e crescimento 3D nos suportes de compósito de MPEG-PLGA e GAG sustentando 4 concentrações diferentes de GAG.
Preparação de suportes de compósito de MPEG-PLGA e glicosaminoglicanos (GAG): Metoxi-polietileno glicol- poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) (Mn 2 000-30 000, L:G 1:1; preparado como descrito acima) foi dissolvido em 1,4-dioxano até uma solução a 1,5%. Para amostras contendo GAG, o GAG foi adicionado à solução enquanto se agitava; 0, 0,0015, 0,0031, 0,00625, 0,013 g/suporte (0, 1, 2, 4, 8% m/m) , misturado a alta velocidade e 10 mL foram vertidos para um molde de 7,3 χ 7,3 cm. A solução foi congelada a -5°C e liofilizada a -20°C durante 5h e 20°C durante aproximadamente 15h. As amostras foram colocadas num secador com vácuo dum dia para o outro para eliminar o dioxano residual. A fim de avaliar a morfologia celular e o crescimento 3D nos suportes de compósito, retirou-se biopsias de cada tipo de suporte e aplicou-se com fibroblastos primários humanos (passagem 3) na superfície dos suportes a uma densidade de 2,5 χ 104 células/cm2 num pequeno volume de meio de 29 crescimento (FCS a 10% em DMEM) contendo antibióticos (penicilina, estreptomicina e Anfotericina B) . Incubou-se os suportes a 37°C em 5% de CO2 antes de se adicionar mais meio de crescimento. Efectuou-se a avaliação da fixação, morfologia, crescimento e população das células no suporte nos dias 1, 3 e 7 revelando as células com vermelho neutro seguida de avaliação utilizando um microscópio invertido Leica DMIRE2 munido com uma máquina fotográfica a cores arrefecida Evolution MP (Media Cybernetics). Foram captadas imagens digitais utilizando o software Image Pro Plus 5.1 (Media Cybernetics). A morfologia celular e o crescimento 3D no suporte de MPEG-PLGA suporte sem GAG mostrou nos primeiros dias do estudo células aderentes a crescerem como uma combinação de células arredondadas e células fusiformes. As células estavam a crescer na superfície dos suportes. Durante o resto do estudo todas as células tornaram-se fusiformes e a partir do dia 3 observou-se um crescimento para o interior dos suportes. A adição de 1% (m/m) de GAG nos suportes não alterou o modo como as células estavam a crescer neste estudo em comparação com o suporte de MPEG-PLGA sem GAG. O aumento da concentração de GAG para 2%(m/m) resultou no dia 1 em células a crescerem mais numa pequena região onde as células estavam a crescer muito juntas. O aumento da concentração de GAG para 4 e 8% (m/m) aumentou os tamanhos das regiões e tornou difícil distinguir células separadas.
No dia 3, as células começaram a espalhar-se mais na superfície dos suportes. Este efeito foi mais pronunciado em 2 e 4% (m/m) em comparação com os suportes contendo 8% (m/m) . 30
No dia 7, as células estavam a crescer mais na superfície dos suportes no suporte de MPEG-PLGA puro e uma concentração baixa de GAG comparou com mais crescimento para o interior dos suportes contendo concentrações mais elevadas de GAG e como uma consequência disto, as células estavam a crescer de modo mais proliferativo com concentrações crescentes de GAG.
Libertação de GAG a partir de suportes de compósito de MPEG-PLGA e GAG suportando concentrações diferentes de GAG.
Preparação de suportes de compósito de MPEG-PLGA e GAG: Metoxi-polietileno glicol-poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) (Mn 2 000-30 000, L:G 1:1; preparado como descrito acima) foi dissolvido em 1,4-dioxano até uma solução a 1,5%. Para amostras contendo GAG, o GAG foi adicionado à solução enquanto se agitava; 0, 0,0015, 0. 0031, 0,013 g/suporte (0, 1, 2, 8% m/m), misturado a alta velocidade e 10 mL foram vertidos para um molde de 7,3 χ 7,3 cm. A solução foi congelada a -5°C e liofilizada a -20°C durante 5 h e 20°C durante aproximadamente 15 h. As amostras foram colocadas num secador com vácuo dum dia para o outro para eliminar o dioxano residual.
No ensaio de azul de dimetilmetileno (DMMB) o teor de GAG sulfatado é medido por um aumento na OD a 525nm. A solução de corante DMMB foi preparada segundo Farndale et al. (RW Farndale et al. Biochimica et Biophysica Acta 883:173-177, 1986). Resumidamente, dissolveu-se 16 mg de azul de 1,9-dimetilmetileno em 1 L de água contendo 3,04 g de glicina, 2,37 g de NaCl e 95 mL de HC1 0,1 M, pH 3,0. A fim de medir a libertação de GAG dos suportes de MPEG-PLGA contendo 0, 1, 2 e 8% (m/m) retirou-se biopsias de GAG de cada tipo de 31 suporte. Estas biopsias em duplicado foram colocadas numa placa de 48 poços e verteu-se 200 pL de solução de DMMB sobre os suportes correspondente à quantidade necessária para cobrir os suportes. Cinco minutos depois, transferiu-se 100pL da solução de corante dos poços para uma placa de 96 poços e mediu-se a 525 nm. Utilizou-se um Leitor de Microplacas de Detecção Múltipla Synergy™ HT da Bio-Tek. O resultado do estudo mostrou uma libertação imediata de GAG de todos os suportes contendo GAG e nenhuma libertação do suporte de MPEG-PLGA puro (ver Figura 5) . Observou-se uma libertação ligeiramente superior no suporte com 8% (m/m) em comparação com 1 e 2% (m/m).
Implantação de Integra e MPEG-PLGA num modelo de rato de 28 dias.
Dois grupos de 4 ratos (ratos NMRI de M&B-Taconic) na Pipeline Biotech A/S tinham uma biópsia de 8 mm de, respectivamente, suportes Integra (Integra LifeSciences Corporation, USA) ou MPEG-PLGA (1,5% 2-30 50L) implantados sob a pele na região do pescoço. A abertura da pele foi fechada com suturas. Nos dias 10 e 28, 2 ratos de cada grupo foram sujeitos a eutanásia com CO2 e a área da implantação incluindo a área circundante foi extirpada e transferida para tampão de formalina de Lilly antes de embeber em parafina. Cada bloco de parafina foi cuidadosamente seccionado em incrementos de 5 ym até ter sido localizado cada suporte e as fatias subsequentes reveladas com hematoxilina e Eosina (H&E). Foram recolhidas imagens digitais utilizando um microscópio óptico BX-60 Olympus munido com uma máquina fotográfica a cores arrefecida Evolution MP (Media Cybernetics) e foram 32 captadas imagens digitais utilizando o software Image Pro Plus 5.1. Um patologista independente efectuou a avaliação histopatológica do estudo. 0 Integra mostrou uma boa integração no tecido circundante e um ligeiro crescimento fibrótico ao longo do bordo do suporte no dia 10. Não foram observados nenhuns fibroblastos no meio dos suportes. Inflamação mínima nos suportes e regiões adjacentes, contudo estavam presentes algumas células gigantes no dia 10. Os suportes estavam ainda intactos após 28 dias, mas sem mais crescimento interno de fibroblastos. O MPEG-PLGA mostrou uma integração muito boa no tecido circundante no dia 10, com uma ligeira resposta inflamatória e crescimento interno significativo de células de fibroblasto ao longo do bordo, correspondente a uma resposta fibrótica desejada e células em migração no meio do suporte. Ao contrário do Integra, o crescimento interno continuava no dia 2 8 com formação de neoderme e sem uma resposta inflamatória.
Em conclusão, o estudo animal mostrou que o MPEG-PLGA era o material de suporte mais adequado, sustentando o crescimento de fibroblastos, a formação de neoderme e bem tolerado pelo hospedeiro.
Regeneração de cartilagem com condrócitos em suporte de MPEG-PLGA (estudo in vivo em cabras) O actual estudo tem por objectivo investigar a resposta regenerativa da cartilagem de um suporte poroso de MPEG-PLGA combinado com suspensão de condrócitos num modelo de 33 defeito de cartilagem em toda a espessura do côndilo femoral de cabra. Métodos:
Utilizou-se 10 cabras adultas para o estudo e o estudo foi realizado no Research Center at Foulum, Dinamarca. Foi criado um defeito circular de 6 mm em ambos os côndilos femorais mediais. Foi recolhido tecido de cartilagem para cultura de condrócitos. Na cirurgia de abertura secundária os defeitos foram atribuídos aleatoriamente aos seguintes dois grupos de tratamento. 1. Defeito vazio (controlo) 2. Solução de fibrina/condrócitos num suporte poroso liofilizado de MPEG-PLGA (4% 2-30 50L).
Os animais foram seguidos durante 4 meses. Análises: Classificação macroscópica de ICRS (0-12).
Foi realizado um ensaio mecânico para avaliar a firmeza do tecido de regeneração. As análises histológicas foram realizadas por classificação da cartilagem segundo 0,Driscoll e Pinada e pela percentagem de enchimento dos defeitos.
Resultados:
As classificações de ICRS e de histologia demonstraram uma diferença extremamente significativa entre grupos. A regeneração de cartilagem no grupo MPEG-PLGA/Célula demonstrou um enchimento elevado de defeito e uma 34 característica de tecido próxima da cartilagem hialina enquanto não se observou nenhum tecido de regeneração nos defeitos vazios. Os ensaios mecânicos não demonstraram qualquer diferença entre grupos de tratamento.
Conclusão: A construção MPEG-PLGA/célula demonstra uma resposta regenerativa extensiva da cartilagem com boa caracteristica fenotipica. Como esperado, não se observou nenhuma regeneração nos defeitos vazios. 0 suporte poroso de MPEG-PLGA em associação com condrócitos cultivados parece ser uma boa técnica para manipulação de tecido de cartilagem in vivo.
Lisboa, 7 de Abril de 2010

Claims (22)

1 REIVINDICAÇÕES 1. Material poroso biodegradável compreendendo um polímero da fórmula geral A-0- (CHR1CHR20) n-B em que A é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) de uma massa molecular de pelo menos 4000 g/mol, estando a proporção molar de (i) unidades de ácido láctico [-CH (CH3)-COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] no resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) na gama de 80:20 até 10:90, B é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) como definido para A ou é seleccionado do grupo consistindo de hidrogénio, alquilo-Ci_6 e grupos de protecção de hidroxilo, um de R1 e R2 em cada unidade - (CHR1CHR20) - é seleccionado de hidrogénio e metilo, e o outro de R1 e R2 na mesma unidade - (CHR1CHR20) - é hidrogénio, n representa o número médio de unidades (CHR1CHR20) - numa cadeia de polímero e é um número inteiro na gama de 10-1000, a proporção molar de (iii) unidades de polialquileno glicol [-(CHR1CHR20)-] relativamente à quantidade combinada de (i) unidades de ácido láctico [-CH(CH3)-COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] no(s) resíduo (s) de 2 poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) é no máximo 14:86, e em que a massa molecular média aritmética do copolimero é de pelo menos 10 000 g/mol. em que a porosidade é de pelo menos 50%.
2. Material poroso de acordo com a reivindicação 1, em que a massa molecular média aritmética do copolimero é de pelo menos 20 000 g/mol.
3. Material poroso de acordo com qualquer uma das 1 2 reivindicações precedentes, em que ambos de R e R dentro de cada unidade são hidrogénio.
4. Material poroso de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, em que B é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) como definido para A.
5. Material poroso de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, em que B é alquilo-Ci_6 ·
6. Material poroso de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, em que B é um grupo de protecção de hidroxilo.
7. Material poroso de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, em que B é hidrogénio.
8. Material poroso de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, em que o polímero tem a fórmula geral: 3 A-O- (CH2CH2O) n-metilo em que A é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) de uma massa molecular de pelo menos 8 000 g/mol, estando a proporção molar de (i) unidades de ácido láctico [-CH(CH3)-COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] no resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) na gama de 80:20 até 10:90, n representa o número médio de unidades -(CH2CH2O)-numa cadeia de polímero e é um número inteiro na gama de 16-250, a proporção molar de (iii) unidades de polietileno glicol [-(CH2CH20)-] relativamente à quantidade combinada de (i) unidades de ácido láctico [-CH(CH3)-COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] no(s) resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) está na gama de 1:99 até 12:88, e em que a massa molecular média aritmética do copolímero é de pelo menos 20 000 g/mol.
9. Material de acordo com qualquer uma das reivindicações 1-8, o qual é liofilizado.
10. Material de acordo com qualquer uma das reivindicações 1-9, em que os poros do material estão pelo menos parcialmente ocupados por um ou mais componentes da matriz extracelular. 4
11. Material de acordo com a reivindicação 10, em que o componente da matriz extracelular é seleccionado de sulfato de condroitina, hialuronano, ácido hialurónico, sulfato de heparina, sulfato de heparano, sulfato de dermatano, factores de crescimento, trombina, fibrina, fibronectina, elastina, colagénio, gelatina e agrecano.
12. Polímero biodegradável da fórmula geral: A-O- (CH2CH20) n-metilo em que A é um resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) de uma massa molecular de pelo menos 8 000 g/mol, estando a proporção molar de (i) unidades de ácido láctico [-CH(CH3)-COO-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2-COO-] no resíduo de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) na gama de 80:20 até 10:90, n representa o número médio de unidades -(CH2CH20)-numa cadeia de polímero e é um número inteiro na gama de 16-250, a proporção molar de (iii) unidades de polietileno glicol [-(CH2CH20)-] relativamente à quantidade combinada de (i) unidades de ácido láctico [-CH (CH3)-C00-] e (ii) unidades de ácido glicólico [-CH2—COO—] no(s) resíduo(s) de poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) está na gama de 1:99 até 12:88, e em que a massa molecular média aritmética do copolímero é de pelo menos 20 000 g/mol. 5
13. Método de preparação de um material poroso biodegradável de um polímero, compreendendo o método os passos de: (a) dissolver um polímero como definido em qualquer uma das reivindicações 1-8 num solvente não aquoso de modo a obter uma solução de polímero; (b) congelar a solução obtida no passo (a) de modo a obter uma solução de polímero congelada; e (c) liofilizar a solução de polímero congelada obtida no passo (b) de modo a obter o material poroso, biodegradável.
14. Método de acordo com a reivindicação 13, em que a solução de polímero, após o passo (a) é vertida ou colocada num molde adequado.
15. Elemento de dispositivo médico de um material compreendendo um polímero como definido na reivindicação 12.
16. Elemento de dispositivo médico de acordo com a reivindicação 15, em que o elemento é o revestimento exterior de um dispositivo médico.
17. Dispositivo médico de um material compreendendo um polímero como definido na reivindicação 12.
18. Dispositivo médico de acordo com a reivindicação 17, o qual está na forma de uma malha ou rede. 6
19. Dispositivo médico de acordo com a reivindicação 17, o qual está na forma de uma fibra.
20. Material poroso biodegradável como definido em qualquer uma das reivindicações 1-11 para utilização em terapia, medicina dentária ou cirurgia.
21. Utilização de um material poroso biodegradável como definido em qualquer uma das reivindicações 1-11 para a preparação de um suporte para sustentar a adesão de células ou o crescimento interno para regeneração de tecido.
22. Utilização de um material poroso biodegradável como definido em qualquer uma das reivindicações 1-11 para a preparação de um penso para feridas. Lisboa, 7 de Abril de 2010
PT07711258T 2006-03-09 2007-03-07 Copolímeros de bloco hidrófilos degradáveis com biocompatibilidade melhorada para regeneração de tecido mole PT1996643E (pt)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DKPA200600337 2006-03-09
DKPA200601131 2006-09-01
PCT/EP2006/067837 WO2007048831A2 (en) 2005-10-27 2006-10-26 Biodegradable scaffold with ecm material

Publications (1)

Publication Number Publication Date
PT1996643E true PT1996643E (pt) 2010-04-15

Family

ID=40224459

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PT07711258T PT1996643E (pt) 2006-03-09 2007-03-07 Copolímeros de bloco hidrófilos degradáveis com biocompatibilidade melhorada para regeneração de tecido mole

Country Status (9)

Country Link
US (1) US8877223B2 (pt)
CN (1) CN101400717B (pt)
AT (1) ATE458773T1 (pt)
CA (1) CA2645153A1 (pt)
DE (1) DE602007004955D1 (pt)
DK (1) DK1996643T3 (pt)
ES (1) ES2338820T3 (pt)
PT (1) PT1996643E (pt)
WO (1) WO2007101443A1 (pt)

Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20090004243A1 (en) 2007-06-29 2009-01-01 Pacetti Stephen D Biodegradable triblock copolymers for implantable devices
US8642062B2 (en) * 2007-10-31 2014-02-04 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable device having a slow dissolving polymer
WO2009106641A2 (en) * 2008-02-29 2009-09-03 Coloplast A/S Compositions and methods for augmentation and regeneration of living tissue in a subject
US8916188B2 (en) * 2008-04-18 2014-12-23 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Block copolymer comprising at least one polyester block and a poly (ethylene glycol) block
US20090297584A1 (en) * 2008-04-18 2009-12-03 Florencia Lim Biosoluble coating with linear over time mass loss
US20090285873A1 (en) * 2008-04-18 2009-11-19 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable medical devices and coatings therefor comprising block copolymers of poly(ethylene glycol) and a poly(lactide-glycolide)
US8652506B2 (en) * 2008-06-05 2014-02-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Bio-degradable block co-polymers for controlled release
US20120165957A1 (en) * 2009-07-06 2012-06-28 Hanne Everland Biodegradable scaffold for soft tissue regeneration and use thereof
US9827345B2 (en) 2012-11-08 2017-11-28 Smith & Nephew, Inc. Methods and compositions suitable for improved reattachment of detached cartilage to subchondral bone
US10058352B2 (en) 2012-11-08 2018-08-28 Smith & Nephew, Inc. Methods and devices suitable for improved reattachment of detached cartilage to subchondral bone
ES2750686T3 (es) 2014-05-30 2020-03-26 Translate Bio Inc Lípidos biodegradables para la administración de ácidos nucleicos
US20190184060A1 (en) * 2016-08-19 2019-06-20 Regentys Corporation Extracellular matrix for tissue reconstruction of mucosal tissue
US11612563B2 (en) 2017-07-17 2023-03-28 Medincell Pharmaceutical composition
ES1219729Y (es) 2018-08-01 2019-01-22 Asociacion De Investig De La Industria Textil Aitex Biovelo para el tratamiento de heridas y quemaduras

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4820863A (en) * 1986-03-31 1989-04-11 Union Carbide Corporation Surface active polycarbodiimides
US4716203A (en) * 1986-09-05 1987-12-29 American Cyanamid Company Diblock and triblock copolymers
US5102983A (en) * 1990-04-02 1992-04-07 United States Surgical Corporation Process for preparing foamed, bioabsorbable polymer particles
US5352515A (en) * 1992-03-02 1994-10-04 American Cyanamid Company Coating for tissue drag reduction
US5543158A (en) * 1993-07-23 1996-08-06 Massachusetts Institute Of Technology Biodegradable injectable nanoparticles
US6201072B1 (en) * 1997-10-03 2001-03-13 Macromed, Inc. Biodegradable low molecular weight triblock poly(lactide-co- glycolide) polyethylene glycol copolymers having reverse thermal gelation properties
CN1106861C (zh) * 2000-05-19 2003-04-30 清华大学 纳米相钙磷盐/胶原/聚乳酸骨复合多孔材料的制备方法
KR100355563B1 (ko) * 2000-06-23 2002-10-11 주식회사 바이오메드랩 비등성 혼합물을 이용한 조직공학용 생분해성의 다공성고분자 지지체 및 그의 제조방법
CA2428784A1 (en) * 2000-11-09 2002-05-16 Astrazeneca Ab Oral pharmaceutical composition containing a block copolymer
DE60115192T2 (de) 2001-02-26 2006-08-10 Ethicon, Inc. Bioverträglicher Verbundschaum
KR100566911B1 (ko) 2001-06-25 2006-04-03 주식회사 삼양사 약물 전달체용 음이온기-함유 양친성 블록 공중합체 및 그의 양이온성 약물과의 복합체
CN1176978C (zh) * 2001-08-14 2004-11-24 复旦大学 一种可降解的化学交联水凝胶及其制备方法
CN100503693C (zh) 2003-01-16 2009-06-24 同济大学 聚乳酸－聚醚嵌段共聚物三维多孔支架材料及其制备方法
JP4694163B2 (ja) 2004-07-26 2011-06-08 株式会社ジーシー 生体吸収性顆粒状多孔質骨補填材の製造方法
DE102005033101A1 (de) 2005-07-15 2007-01-25 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg Resorbierbare Polyetherester und ihre Verwendung zur Herstellung von medizinischen Implantaten

Also Published As

Publication number Publication date
ATE458773T1 (de) 2010-03-15
ES2338820T3 (es) 2010-05-12
US20090047322A1 (en) 2009-02-19
WO2007101443A1 (en) 2007-09-13
CN101400717A (zh) 2009-04-01
DE602007004955D1 (de) 2010-04-08
US8877223B2 (en) 2014-11-04
CN101400717B (zh) 2011-08-31
WO2007101443A8 (en) 2007-11-08
DK1996643T3 (da) 2010-06-14
CA2645153A1 (en) 2007-09-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
PT1996643E (pt) Copolímeros de bloco hidrófilos degradáveis com biocompatibilidade melhorada para regeneração de tecido mole
Lin et al. A viscoelastic PEGylated poly (glycerol sebacate)-based bilayer scaffold for cartilage regeneration in full-thickness osteochondral defect
US10092676B2 (en) Biohybrid composite scaffold
RU2538688C2 (ru) Биоразлагаемый каркас для регенерации мягких тканей и его применение
Tanaka et al. The optimization of porous polymeric scaffolds for chondrocyte/atelocollagen based tissue-engineered cartilage
US8053559B2 (en) Biodegradable scaffold with ECM material
JP2008136849A (ja) 再生医学装置およびメルトブローン製造法
US20050137163A1 (en) Modified hyaluronic acid for use in musculoskeletal tissue repair
US20090214614A1 (en) Method for Cell Implantation
US9636438B2 (en) Fistula plug comprising ECM
Khang et al. A manual for biomaterials/scaffold fabrication technology
US20110014267A1 (en) Biosynthetic cartilaginous matrix and methods for their production
US20090291116A1 (en) Biocompatible and Biodegradable Porous Matrix in Particular Useful for Tissue Reconstruction
JP2010524644A (ja) 内腔器官用の組織工学装置及び方法
Fehér et al. Early and late effects of absorbable poly (vinyl alcohol) hernia mesh to tissue reconstruction
Luciano et al. The effect of triethylcitrate on the porosity and biocompatibility of poly (lactic acid) membranes
EP1996643B1 (en) Degradable hydrophilic block copolymers with improved biocom patibil for soft tissue regeneration
Wang et al. Urethral Microenvironment Adapted Sodium Alginate/Gelatin/Reduced Graphene Oxide Biomimetic Patch Improves Scarless Urethral Regeneration
PT1481017E (pt) Material polimétrico biodegradável para aplicações biomédicas
US9295762B2 (en) Scaffolds for the regeneration of cartilage
US20090263484A1 (en) Tissue Engineering Devices and Methods for Luminal Organs
Hiebl et al. Degradation of and angiogenesis around multiblock copolymers containing poly (p-dioxanone)-and poly (ε-caprolactone)-segments subcutaneously implanted in the rat neck
CN118681063A (zh) 一种蛋清组织工程支架的制备方法
Lawrence Composite scaffolds of natural and synthetic polymers for bladder tissue engineering
Wagner et al. Biohybrid composite scaffold