WO2017013288A1 - Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas preparado por técnicas de espumado empleando gases comprimidos o fluidos supercríticos - Google Patents

Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas preparado por técnicas de espumado empleando gases comprimidos o fluidos supercríticos Download PDF

Info

Publication number
WO2017013288A1
WO2017013288A1 PCT/ES2016/070528 ES2016070528W WO2017013288A1 WO 2017013288 A1 WO2017013288 A1 WO 2017013288A1 ES 2016070528 W ES2016070528 W ES 2016070528W WO 2017013288 A1 WO2017013288 A1 WO 2017013288A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
poly
biologically active
lactic
glycolic acid
plga
Prior art date
Application number
PCT/ES2016/070528
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Carlos Garcia Gonzalez
Luis A. DIAZ GOMEZ
Carmen Alvarez Lorenzo
Angel J. CONCHEIRO NINE
Original Assignee
Universidade De Santiago De Compostela
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
Application filed by Universidade De Santiago De Compostela filed Critical Universidade De Santiago De Compostela
Priority to US15/746,726 priority Critical patent/US11497810B2/en
Priority to EP16827299.5A priority patent/EP3326654A4/en
Publication of WO2017013288A1 publication Critical patent/WO2017013288A1/es

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/30—Macromolecular organic or inorganic compounds, e.g. inorganic polyphosphates
    • A61K47/34—Macromolecular compounds obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds, e.g. polyesters, polyamino acids, polysiloxanes, polyphosphazines, copolymers of polyalkylene glycol or poloxamers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/0012—Galenical forms characterised by the site of application
    • A61K9/0019—Injectable compositions; Intramuscular, intravenous, arterial, subcutaneous administration; Compositions to be administered through the skin in an invasive manner
    • A61K9/0024—Solid, semi-solid or solidifying implants, which are implanted or injected in body tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K31/00—Medicinal preparations containing organic active ingredients
    • A61K31/56—Compounds containing cyclopenta[a]hydrophenanthrene ring systems; Derivatives thereof, e.g. steroids
    • A61K31/57—Compounds containing cyclopenta[a]hydrophenanthrene ring systems; Derivatives thereof, e.g. steroids substituted in position 17 beta by a chain of two carbon atoms, e.g. pregnane or progesterone
    • A61K31/573—Compounds containing cyclopenta[a]hydrophenanthrene ring systems; Derivatives thereof, e.g. steroids substituted in position 17 beta by a chain of two carbon atoms, e.g. pregnane or progesterone substituted in position 21, e.g. cortisone, dexamethasone, prednisone or aldosterone
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/06—Organic compounds, e.g. natural or synthetic hydrocarbons, polyolefins, mineral oil, petrolatum or ozokerite
    • A61K47/26—Carbohydrates, e.g. sugar alcohols, amino sugars, nucleic acids, mono-, di- or oligo-saccharides; Derivatives thereof, e.g. polysorbates, sorbitan fatty acid esters or glycyrrhizin
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/30—Macromolecular organic or inorganic compounds, e.g. inorganic polyphosphates
    • A61K47/36—Polysaccharides; Derivatives thereof, e.g. gums, starch, alginate, dextrin, hyaluronic acid, chitosan, inulin, agar or pectin
    • 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
    • A61L27/54—Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
    • 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
    • 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
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/40—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a specific therapeutic activity or mode of action
    • A61L2300/412—Tissue-regenerating or healing or proliferative agents
    • A61L2300/414—Growth factors
    • 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
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/06—Materials or treatment for tissue regeneration for cartilage reconstruction, e.g. meniscus
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L2203/00—Applications
    • C08L2203/02—Applications for biomedical use
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L3/00—Compositions of starch, amylose or amylopectin or of their derivatives or degradation products
    • C08L3/02—Starch; Degradation products thereof, e.g. dextrin
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L67/00—Compositions of polyesters obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain; Compositions of derivatives of such polymers
    • C08L67/04—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids, e.g. lactones

Definitions

  • the invention is directed to a system for the administration of biologically active substances. More specifically, the system comprises a matrix comprising poly (D, L-lactic-co-glycolic acid) (PLGA).
  • PLGA poly (D, L-lactic-co-glycolic acid)
  • the invention is also directed to a process for the preparation of said systems, more specifically the process comprises a foaming stage using a compressed gas or supercritical fluid. Alternatively, a porogenic agent is incorporated to form macropores by thermal decomposition.
  • the invention also addresses the uses of these systems.
  • Polyesters are a group of biodegradable polymers widely used to build scaffolds.
  • One of the most common is poly (D, L-lactic-co-glycolic acid) (PLGA), which degrades giving rise to oligomers and monomers by hydrolysis of their ester bonds.
  • the physical and mechanical properties and degradation resistance of this polymer can be adjusted by regulating the ratio of monomers, molecular weight and degree of crystallinity (Makadia HK, Siegel SJ, Poly lactic-glycolic acid (PLGA) as biodegradable controlled drug delivery carrier, Polym 3, 1377-1397, 2011).
  • PLGA microspheres have a variable degradation time from 8 to 35 weeks being particularly dependent on the lactic ratio: PLGA glycolic ⁇ Anderson JM, Shive MS, Biodegradation and biocompatibility of PLA and PLGA microspheres. Adv Drug Del Rev 64, 72-82, 2012).
  • This variety of degradation times makes it possible to adapt the scaffolding kinetics of the scaffolding to the growth rate of the tissue in formation, which is essential for the proper functioning of the scaffolding and regenerate the tissue.
  • the use of intrinsic low viscosity PLGA is especially suitable for bone tissue regeneration, since the degradation time is between 8 to 10 weeks.
  • PLGA-based scaffolds of low intrinsic viscosity have a poor ability to control the transfer of biologically active substances that are incorporated into the PLGA polymer matrix ⁇ Graves RA, Pamujula S, Moiseyev R, Freeman Th, Bostanian LA, Mandal TK, Effect of different ratios of high and low molecular weight PLGA blend on the characteristics of pentamidine microcapsules. Int JPharm 2004, 270, 251-262).
  • the leaching process has the disadvantages that a significant proportion of the active substances can be lost during washing and that it requires an additional stage of drying the scaff lds, lengthening the processing time (Kim SS, Ahn KM, Park MS , Lee JH, Choi CY, Kim BS, A poly (lactide-co-glycolide) / hydroxyapatite composite scaffold with enhanced osteoconductivity. J BiomedMater Res A 2007, 80A (1), 206-215).
  • the authors of the present invention have developed a system for the administration of biologically active substances based on PLGA of intrinsic viscosity of less than 0.5 dL / g, which allows the biologically active substances to be transferred in a controlled manner over time.
  • the system of the invention comprises a biodegradable, porous, homogeneous matrix, of solid or semi-solid consistency, characteristics that make it especially suitable for regenerative medicine and in particular for preparing scaffolding.
  • the invention relates to a system for the administration of biologically active substances comprising a homogeneous biodegradable matrix of solid or semi-solid consistency of greater than 50% porosity, said matrix comprises poly (D, L-lactic acid). -co-glycolic) of intrinsic viscosity less than 0.5 dL / g, and at least one biologically active substance.
  • a second aspect of the invention relates to a process for obtaining a system for the administration of biologically active substances comprising a homogeneous biodegradable matrix of solid or semi-solid consistency of porosity greater than 50%, said matrix comprises poly (D, L-lactic-co-glycolic) and at least one biologically active substance, comprising: a) preparing a physical mixture comprising poly (D, L-lactic-co-glycolic acid) and a biologically active substance, and optionally an agent porogenic; b) heat the mixture at a temperature equal to or less than 40 ° C; c) contacting the mixture with a compressed gas or supercritical fluid at a pressure between 40 and 120 bar and at a temperature between 20 and 40 ° C, between 5 minutes and 24 hours; and d) depressurization at a speed between 2 and 8 bar / min with cooling by the addition of a compressed liquid, which is gaseous at 25 ° C and 1 pressure atmosphere, at a temperature between -196 ° and 19 ° C.
  • the poly (D, L-lactic-co-glycol) has an intrinsic viscosity of less than 0.5 dL / g.
  • a third aspect of the invention relates to a system obtainable by the procedure described above.
  • a fourth and fifth aspect of the invention relate to an implant and a scaffold comprising a system as described above, respectively.
  • a sixth aspect of the invention relates to the use of the systems of the invention, of the implant or of the scaffolding of the invention, for the manufacture of a medicament.
  • the invention is directed to systems, scaffolds and implants as described above, for use as a medicament.
  • the medicament is for the treatment of pathological or physiological conditions in humans or animals.
  • the medicament is for bone regeneration.
  • the medicament is for cartilage regeneration.
  • the invention is directed towards the use of the system as defined above for the preparation of scaffolds for regenerative medicine and tissue engineering.
  • the scaffolding according to the invention is suitable as a monolithic implant or as a multi-articular system, for controlled transfer of biologically active substances at the site of application and for induction of cell differentiation and tissue regeneration.
  • the systems of the invention, implants and scaffolds as described above form part of a monolithic or multiparticular implant.
  • the system of the invention can be obtained as a set of particles or as a monolithic implant for controlled transfer at the site of application without toxic effects.
  • Figure 1 Image by confocal microscopy of a scaffold prepared from PLGA, poly (D-caprolactone) (PCL), starch and lysozyme labeled with fluorescein isothiocyanate (FITC) in weight ratio 85: 10: 5.
  • FITC fluorescein isothiocyanate
  • Figure 4 Quantico-PicoGreen dsDNA proliferation assay at 3 (gray bars) and 7 days (black bars) of mesenchymal stem cells seeded in scaffolds of (a) PLGA (iv 0.2 dL / g) and PCL in proportions 50:50 p / p PCL, (b) PLGA (iv 0.2 dL / g) and PCL in proportions 50:50 p / p and PRGF at 5% in relation to the weight of the mixture PCL: PLGA; and (c) PLGA (iv 0.2 dL / g) and PCL in proportions 50:50 p / p with pregelled starch at 90 ° C (st) and PRGF at 10 and 5%, respectively, in relation to the weight of the PCL mixture : PLGA.
  • FIG. 5 SEM microscopy image of a dual porosity scaffold prepared from (a) mixtures of PLGA (i.v. 0.2 dL / g) and a porogenic agent (ammonium bicarbonate) in 50:50 weight ratio; (b) mixtures of PCL: 50:50 p / p PLGA and a porogenic agent (ammonium bicarbonate) in 50:50 weight ratio; (c) PCL mixtures: 50:50 PLGA weight / weight; (d) mixtures of PLGA (i.v.
  • the invention relates to a system for the administration of biologically active substances, as previously defined, which has characteristics especially suitable for the regeneration of bone and cartilaginous tissue.
  • the invention relates to a system for the administration of biologically active substances comprising a biodegradable matrix, homogeneous, of solid or semi-solid consistency, of porosity greater than 50%, said matrix comprises poly (D, L-lactic-co-glycolic) of intrinsic viscosity less than 0.5 dL / g, and at least one biologically active substance.
  • Poly (D, L-lactic-co-glycolic acid) is a biodegradable synthetic polymer of the family of aliphatic polyesters, in particular it is an alpha-hydroxy acid copolymer of polylactic acid and polyglycolic acid.
  • the poly (D, L-lactic-co-glycolic acid) for the present invention also includes the polylactic acid and polyglycolic acid copolymers with a terminal group selected from hydroxy, carboxyl and ester.
  • the PLGA of the invention has a lactic: glycolic ratio of between 85: 15 to 40:60, preferably between 75:25 to 50:50.
  • the PLGA is being given special attention for biomedical applications and has been approved for certain applications by the FDA.
  • PLGA is degraded by hydrolysis of its ester bonds in the aqueous medium of the organism.
  • the physical and mechanical properties and degradation resistance of this polymer can be adjusted by regulating the ratio of monomers, molecular weight and degree of crystallinity ⁇ Makadia HK, Siegel SJ, Poly lactic-co-glycolic acid (PLGA) as biodegradable controlled drug delivery carrier. Polym 3, 1377-1397, 2011).
  • the PLGA of intrinsic viscosity less than 0.5 dL / g degrades at a rate more suitable than other types of PLGA for bone or cartilage regeneration.
  • the preferred type of PLGA of the present invention is that PLGA having an intrinsic viscosity of less than 0.5 dL / g.
  • Intrinsic viscosity refers to the measurement of the flow time of a polymer solution through a narrow capillary with respect to the flow time of the pure solvent through the same capillary. It is a rheological method to determine the molecular weight of a polymer and is generally expressed in units of deciliters per gram.
  • homogeneous matrix refers to that matrix with spatial uniformity in its structure and uniformity in its composition.
  • a homogeneous matrix such as that of the invention, there are no traces of the powdery morphologies of the starting materials as shown in the examples and in particular in example 1 and figure 1. In Figure 1 the distribution is further observed. Lysozyme uniform, the biologically active substance used in the corresponding example.
  • the system of the invention further comprises an assignment regulator compound selected from the group consisting of an oligosaccharide and a polysaccharide.
  • an assignment regulator compound selected from the group consisting of an oligosaccharide and a polysaccharide.
  • the addition of a transfer regulating compound to the system of the invention allows the transfer profile of the active substance to be modulated.
  • dexamethasone release profiles can be compared when the system comprises starch versus a system that does not comprise it. It is observed that, for short periods of time, less than 7 days, the amount of the biologically active substance transferred is up to half compared to the system that does not comprise the polysaccharide. While for longer periods of time, for example 21 days, the amount of active substance transferred is of the same order in both systems.
  • transfer regulating compound refers to that compound that modulates the transfer of biologically active substances in a formulation in order to obtain an appropriate transfer profile so that the therapeutic effect is manifested.
  • the transfer regulating compound is starch or a starch derivative.
  • starch derivative is meant an oligomer or polymer obtained from starch as a starting product by physical, chemical or enzymatic modification.
  • the transfer regulating component is a derivative of the starch obtained by total or partial chemical modification by acylation, acetylation or oxidation by substituting part of the hydroxyl groups of the starch with acyl, acetyl or ether groups. In this way it is possible to increase the hydrophobicity and mechanical properties of starch.
  • Starch is a natural polysaccharide composed of a mixture of amylose and amylopectin, and some of its derivatives. In the native state, starch comes in form of partially crystalline granules difficult to mix with synthetic polymers, such as PLGA (Moni R, Bhattacharya M, Properties of injection moulded blends of starch and modified biodegradable polyesters. Eur Polym J 37, 515-526, 2001; Wang N, Yu J Chang PR, Ma X, Influence of formamide and water on the properties of thermoplastic starch / poly (lactic acid) blends. Carbohydrate Polym 71, 109-118, 2008). In addition, the incorporation of starch into scaffolds can facilitate cell adhesion, proliferation and differentiation.
  • synthetic polymers such as PLGA (Moni R, Bhattacharya M, Properties of injection moulded blends of starch and modified biodegradable polyesters. Eur Polym J 37, 515-526, 2001; Wang N, Yu J Chang PR, Ma X
  • the incorporation of an oligosaccharide or polysaccharide into the systems of the invention is hindered by the low compatibility between the oligosaccharide or polysaccharide, in particular starch, and PLGA. If a pre-starch treatment is applied before using it, it is possible to improve this compatibility.
  • the transfer regulating compound is pregelled starch.
  • the proportion of the transfer regulating compound is comprised between 0.1% and 25% by weight with respect to the PLGA of intrinsic viscosity less than 0.5 dL / g.
  • systems of the invention comprising starch are systems of the invention.
  • they provide a greater degree of cell proliferation, as demonstrated in Example 3 and illustrated in Figure 4.
  • the systems of the invention comprise pregelled starch.
  • the systems of the invention as described above further comprise a synthetic or semi-synthetic biodegradable polyester other than poly (D, L-lactic-co-glycolic acid) of intrinsic viscosity less than 0.5 dL / g.
  • the synthetic or semi-synthetic polyester is selected from the group consisting of poly (D, L-lactic-co-glycolic acid) with intrinsic viscosity greater than 0.5 dL / g, poly (epsilon-caprolactone), polylactic acid , polyglycolic acid, polybutylenesuccinate, poly (p-dioxanone), polycarbonate, polyhydroxybutyrate, and the copolymers thereof.
  • the matrix further comprises an assignment regulator component as described above and a biodegradable synthetic polyester other than poly (D, L-lactic-co-acid). glycolic) of intrinsic viscosity less than 0.5 dL / g, as described above.
  • the matrix further comprises pregelified starch and poly-epsilon-caprolactone.
  • a preferred embodiment of the invention relates to a system for the administration of biologically active substances comprising a homogeneous biodegradable matrix of solid or semi-solid consistency of greater than 50%, said matrix comprises poly (D, L-lactic-co-acid). glycolic acid) of intrinsic viscosity of less than 0.5 dL / g, at least one biologically active substance, a transfer regulator compound selected from the group consisting of an oligosaccharide and a polysaccharide, and a synthetic or semi-synthetic biodegradable polyester other than poly acid (D, L-lactic-co-glycol) of intrinsic viscosity less than 0.5 dL / g.
  • the invention relates to a system for the administration of biologically active substances comprising a homogeneous biodegradable matrix of solid or semi-solid consistency of greater than 50% porosity), said matrix comprises poly (D, L- lactic-co-glycolic acid) of intrinsic viscosity of less than 0.5 dL / g, at least one biologically active substance, pregelled starch and poly (epsilon-caprolactone).
  • the systems of the invention further comprise a plasticizing agent.
  • the plasticizing agent is selected from water, glycerol, sorbitol, maltitol, xylitol, polyethylene glycol, formamide, urea, propylene glycol, triethylene glycol and fatty acids.
  • the plasticizing agent is in a proportion between 0.5 and 65%> by weight with respect to the transfer regulating component.
  • the plasticizing agent improve the compatibility of the transfer regulating compound with the PLGA.
  • the present invention also relates to a process for obtaining a system for the administration of biologically active substances comprising a homogeneous biodegradable matrix of solid or semi-solid consistency of greater than 50% porosity, said matrix comprising poly (D, L- lactic-co-glycolic) and at least one biologically active substance, comprising: a) preparing a physical mixture comprising poly (D, L-lactic-co-glycolic acid) and a biologically active substance, and optionally a porogenic agent; b) heat the mixture at a temperature equal to or less than 40 ° C; c) contacting the mixture with a compressed gas or supercritical fluid at a pressure between 40 and 120 bar and at a temperature between 20 and 40 ° C, between 5 minutes and
  • the poly (D, L-lactic-co-glycolic acid) used in step a) of the process of the invention has an intrinsic viscosity of less than 0.5 dL / g.
  • the process of the invention is particularly designed for obtaining systems comprising a PLGA based matrix of low intrinsic viscosity, in particular of intrinsic viscosity less than 0.5 dL / g, since it avoids the problems encountered in the art for this material that loses its physical and mechanical integrity making it useless for its purpose as an implant or scaffolding.
  • the process to which the invention relates has the advantages that it does not require the incorporation of organic solvents or water in any of its stages, it is carried out in a single step, and the working temperatures are between 20 and 40 ° C that they are compatible with the incorporation of thermosensitive components such as biologically active substances, also takes place in environmentally friendly conditions, and overcomes the current limitations of use of polymers of low intrinsic viscosity such as PLGA of intrinsic viscosity less than 0.5 dL / g.
  • the process to which the invention relates is based on the melting or heating of the polymeric mixture above the glass transition temperature of PLGA, or of the polymeric mixture containing PLGA in the event that there were additional components as described. above.
  • step a) of the process it is possible to add other compounds that are useful for the functionality of the system obtained.
  • the physical mixture of step a) further comprises an assignment regulator compound and / or a biodegradable synthetic polyester other than poly (D, L-lactic-co-glycolic acid) of intrinsic viscosity less than 0.5 dL / g.
  • the process as described above comprises an additional stage, prior to step a), in which the transfer regulating compound is pregelled in aqueous medium at a temperature between 70 and 140 ° C, cooled and dried prior to incorporation into the mixture of step a).
  • the starch has been pregelled in an aqueous medium at a temperature between 70 and 140 ° C, cooled and dried in an oven or by lyophilization or supercritical drying after a previous step of solvent change.
  • the invention further provides a method for removing a porogenic agent with the proviso that the porogenic agent is selected from the group consisting of ammonium bicarbonate, ammonium carbonate, sodium bicarbonate and ammonium phosphate, by thermal decomposition. This avoids stages such as leaching that carries the biologically active substance present in the system. Drying after leaching is also not necessary.
  • the process as described above comprises an additional step of eliminating the porogenic agent, with the proviso that the porogenic agent employed in step a) is selected from the group consisting of ammonium bicarbonate, ammonium carbonate , sodium bicarbonate and phosphate ammonium, which comprises heating the material obtained in step d) at a temperature between 20 and 50 ° C.
  • the porogenic agent employed in step a) is selected from the group consisting of ammonium bicarbonate, ammonium carbonate , sodium bicarbonate and phosphate ammonium, which comprises heating the material obtained in step d) at a temperature between 20 and 50 ° C.
  • the method as described above further comprises the formation of a scaffolding such as a monolithic implant or a multiparticular system.
  • the proportion of poly (D, L-lactic-co-glycolic acid), compared to the transfer regulating compound is between 75% and 99.9%.
  • the preparation of the physical mixture, according to step a) of the process can be carried out using usual mixing techniques, such as a paddle mixer, a planetary mixer or a turbo type mixer.
  • step c) of the process of the invention can be carried out, for example, by pressurizing a thermostated autoclave with a compressor or a pump or introduction of C0 2 liquid or dry ice in the aforementioned autoclave.
  • the biologically active substances can be found dissolved or in suspension with respect to the polymer mixture.
  • the contact time between the compressed gas or supercritical fluid and the mixture is between 5 minutes and 24 hours. In a more particular embodiment, it is between 15 minutes and 1 hour. In a preferred embodiment, it is between 20 minutes and 40 minutes.
  • step c) The mixture of step c) is depressurized and cooled sequentially or together to obtain the system of the invention described above with solid or semi-solid consistency and homogeneous appearance.
  • the carbon dioxide interacts with the polymers acting as plasticizer and swelling agent, thus reducing the glass transition temperature and / or the melting temperature in the event that a biodegradable synthetic polyester is present in the mixture.
  • the amount of carbon dioxide absorbed during processing and the consequent swelling of the polymer mixture is proportional to the temperature and pressure of the processing medium.
  • thermodynamic instability takes place that leads to the formation of hollow volume (porosity) by nucleation.
  • the glass melting or transition temperature rises above the working temperature and the scaffold is vitrified.
  • the degassing or depressurization rate It influences the pore size and interconnectivity of the final scaffold.
  • the cooling rate during depressurization also influences the pore size and interconnectivity of the final scaffold.
  • the resistance to pore expansion after nucleation is very low for polymeric matrices with components of low intrinsic viscosity ( ⁇ 0.5 dL / g), forming very large pores (greater than one millimeter).
  • cold compressed liquid is added to cool the sample, reduce the viscosity of the mixture by temperature decrease and contain the expansion of the pores.
  • Said compressed liquid must be gaseous at room temperature and pressure.
  • the liquid C0 2 or liquid N 2 will preferably be used.
  • a porogenic solid agent is incorporated into the matrix before the mixing step.
  • said porogenic agent is thermally decomposed by a post-processing step by heating the material at a temperature between 20 and 50 ° C.
  • the porogenic agent is ammonium bicarbonate.
  • the proportion of porogenic agent is between 15% and 65% by weight of the biocompatible polymeric material.
  • the invention is also directed to the system for the administration of biologically active substances, obtainable by the process as described above.
  • the systems obtainable by the process of the invention have a uniform pore wall thickness and clearly smaller than the pore size.
  • the present invention employs a processing medium under compressed gas or supercritical fluid conditions.
  • a fluid is in supercritical conditions when its pressure and temperature are above those of its critical point and is characterized by intermediate properties between those of a liquid and a gas.
  • fluids that can be used with this invention are selected from carbon (C0 2), water, nitrous oxide, methane, ethane, ethylene, propane, pentane, benzene, methanol, ethanol, isopropanol, dioxide more fluorocarbons such as chlorotrifluoromethane and mo no fluoromethane, toluene, pyridine, cyclohexane, decalin, cyclohexanol, o-xylene and tetralin.
  • the present invention contemplates the use of these substances separately or in combination, as well as the use of additives.
  • the compressed gas or supercritical fluid is C0 2 .
  • the individual use of C0 2 as a processing medium is preferred because of its non-flammability, low cost and its easy removal of the medium at room temperature and pressure. There will therefore be no residual C0 2 in the final product that may contribute to problems in its use.
  • biologically active substance refers to any substance that alters, promotes, accelerates, prolongs, inhibits, activates or at least affects the biological or chemical processes that take place in humans and animals.
  • biologically active substances When one or more biologically active substances are incorporated into the system of the invention, they are dispersed at a molecular or particular level.
  • the system is suitable for incorporating biologically active substances regardless of their solubility characteristics. Due to the characteristics of the system components and the processing conditions, it is especially suitable for incorporating biologically active thermosensitive substances.
  • the systems of the invention may further comprise another biologically active substance.
  • the biologically active substances are selected from hormones, anti-inflammatory, antineoplastic, antimicrobial agents and morphogenic substances for repair of bone defects and other applications in regenerative medicine.
  • the biologically active substance is the mixture of growth factors contained in a platelet-rich preparation (PRGF).
  • the biologically active substance is a preparation rich in growth factors. This preparation is intended to favor the regulation of cell interactions with each other and with the extracellular matrix in soft tissues and bones.
  • the proportion of biologically active substance is comprised between 0.1% and 15% by weight with respect to poly (D, L-lactic-co-glycolic acid).
  • the invention relates to an additional step to the described process, which comprises implant formation: the cooled system can be divided into portions by cutting.
  • the removal of a thin, dense and non-porous outer film may be necessary before being used for implantation purposes.
  • the systems obtained, in the form of particles or with another morphology suitable for implantation, are suitable as implants capable of providing a transfer of biologically active substances adjustable to specific requirements.
  • the invention is directed to the use of a system as defined above in the preparation of an implant capable of yielding a biologically active substance for the repair of bone defects.
  • the invention in another aspect, relates to an implant comprising a system as described above.
  • the invention in another aspect, relates to a scaffolding comprising a system as described above.
  • the invention relates to the use of the systems of the invention described above, of the implant of the invention or of the scaffolding of the invention, for the manufacture of a medicament.
  • the medicament is for the treatment of pathological or physiological conditions in humans or animals.
  • the medicament is for bone regeneration.
  • the medicament is for cartilage regeneration.
  • C0 2 was depressurized to atmospheric pressure at a rate of 5 bar / min with three periodic additions of 10-15 g of liquid C0 2 at 1 ° C and 60 bar.
  • the non-porous outer film of the scaffold was removed with a scalpel and the scaffold was characterized.
  • the scaffold obtained has a porosity of 75% by pycnometry of helium and pores of high curvature with concave surface, wall thicknesses of 10-20 microns and an average pore size of around 50 microns by SEM microscopy.
  • the confocal microscope image (Figure 1) of the scaffold section shows a homogeneous distribution of lysozyme within said scaffold (intense white regions in the image).
  • the scaffolds obtained have a porosity of 75-85% by pycnometry of helium and pores of high curvature with concave surface, wall thicknesses of 10-20 microns and an average pore size of around 50 microns by SEM microscopy.
  • the scaffolds obtained have a porosity of 75-85% by pycnometry of helium and pores of high curvature with concave surface, wall thicknesses of 10-20 microns and an average pore size of around 50 microns by SEM microscopy.
  • a LIVE / DEAD® (Molecular Probes; USA) test was performed, consisting of staining using calcein (green color; 1 mg / mL) and propidium iodide (red color; 1 mg / mL ) in PBS (pH 7.4; 1: 1: 98 ratio) of live and dead cells, respectively.
  • calcein green color; 1 mg / mL
  • propidium iodide red color; 1 mg / mL
  • PBS pH 7.4; 1: 1: 98 ratio
  • FIG. 3 shows the results of the LIVE / DEAD® cytotoxicity test of the sample (c) according to the manufacturer's protocol with green staining (gray in the figure) indicating the viability of live mesenchymal stem cells around 100% of the cases.
  • Figure 4 the mesenchymal stem cell proliferation assay evaluated by DNA quantification is shown using the protocol of the commercial Quant-IT PicoGreen dsDNA assay (Life Technologies; USA).
  • 20,000 mesenchymal cells were seeded on each scaffold (5x5x5 mm) and cultured for 3 and 7 days in an incubator at 37 ° C and 5% C0 2 .
  • the scaffolds were washed with PBS and placed in 2.5 mL test tubes (Eppendorf, Germany) and 1 mL of ultrapure water was added.
  • the samples were subjected to 3 freeze / thaw cycles and subsequently sonicated for 5 min and homogenized in a vortex.
  • the DNA quantification test was performed according to the manufacturer's instructions and the results were evaluated from the absorbance measured in a Fluostar Optima spectrofluorimeter (BMG Labtech, Germany).
  • sample (c) After 7 days of sowing, a higher concentration of DNA is observed in the sample containing starch and PRGF (sample (c)) than the sample without starch (sample (b)) and that the sample without starch or PRGF (sample (a) ) indicating a higher degree of cell proliferation for sample (c) during this period.
  • Example 4 Preparation of PLGA and PLGArPCL matrices with macroporosity generated by thermal decomposition of ammonium bicarbonate
  • FIG. 5 SEM microscopy images of the obtained scaffolds are shown (Fig. 5). A structural homogeneity of the material is observed in all cases without the presence of the pulverulent morphologies of the starting materials, without the presence of microspheres or nanoparticles, and without the presence of necks or grain edges in the pores.
  • the scaffolds obtained have a porosity of 70-80% by pycnometry of helium.
  • SEM microscopy images of dual porosity scaffolds prepared from mixtures of PLGA and a porogenic agent are shown in Figures 5a and 5b. (ammonium bicarbonate) in 50:50 weight ratio (Fig.
  • FIG. 5a shows the image of a scaffold prepared from mixtures of PCL: 50:50 weight / weight PLGA. In this case, a family of pores of 50 microns, high curvature with concave surface and wall thicknesses of 10-20 microns is observed.
  • Figure 5d shows the image by SEM microscopy of a dual porosity scaffold prepared from mixtures of PCL: 50:50 p / p PLGA, pregelled starch at 120 ° C and a porogenic agent (ammonium bicarbonate) in proportion in Weight 45: 5: 50 after removal of the porogenic agent. No traces of ammonium bicarbonate are observed in the porous structure and 50% weight loss (corresponding to salt removal) was obtained. The pores obtained are of high curvature with concave surface and wall thicknesses of 15-25 microns.
  • the resulting porous structure is of the dual type according to SEM microscopy: pores of 50 microns formed by supercritical foaming and 100-300 microns formed by thermal decomposition of the porogenic agent.
  • Figure 5e shows the image of a scaffold prepared from mixtures of PCL: 50:50 weight / weight PLGA, pregelled starch at 120 ° C in 85: 10 weight ratio.
  • a single family of 50 pores of high curvature with concave surface and wall thicknesses of 10-20 microns is observed.
  • PLGA iv 0.2 dL / g
  • PCL Three mixtures of: (a) PLGA (iv 0.2 dL / g) and PCL were prepared in 50:50 p / p proportions with 5% Rich Growth Factor Preparation (PRGF) in relation to the weight of PCL: PLGA mixture, obtained by centrifugation methods (400g, 15 min) and cooling-freezing cycles (4 cycles) followed by centrifugation separation (14800g, 4 ° C, 10 min) and freeze drying (-80 ° C) from donations from blood by the leucoplaquetar layer method (Galician Transfusion Center provider); (b) PLGA (iv 0.2 dL / g) and PCL in 50:50 p / p proportions with pregelled starch at 90 ° C and oven dried at 80 ° C for 1 day at 10% in relation to the weight of PCL mixture: PLGA and 5% PRGF in relation to the PCL mix weight: PLGA;
  • the scaffolds obtained have 2.5-3.0 times the initial volume of the tablet by measurement and comparison of its initial and final dimensions, with a porosity of 60-85%) by helium pycnometry and high curvature pores with concave surface, wall thicknesses of 10-20 microns and an average pore size of around 50-200 microns by SEM microscopy.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pharmacology & Pharmacy (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Oil, Petroleum & Natural Gas (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)
  • Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)

Abstract

Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas preparado por técnicas de espumado empleando gases comprimidos o fluidos supercríticos. La presente invención se refiere a un sistema poroso conteniendo sustancias biológicamente activas que comprende una matriz polimérica de ácidopoli(D,L-láctico- co-glicólico) o una mezcla polimérica conteniendo ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca. inferior a 0,5 dL/g con otros poliésteres sintéticos o semisintéticos biodegradables, un componente regulador de cesión (almidón y derivados) y una o varias sustancias biológicamente activas, caracterizado por ser una matriz biodegradable de consistencia sólida o semisólida con aspecto homogéneo, un procedimiento para la preparación de dichos sistemas usando espumado con fluidos comprimidos y uso para la fabricación de implantes y andamiajes que comprenden dicho sistema. Opcionalmente, un agente porogénico puede ser utilizado para la formación de macroporos por descomposición térmica.

Description

Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas preparado por técnicas de espumado empleando gases comprimidos o fluidos supercríticos.
Sector de la técnica
La invención se dirige a un sistema para la administración de sustancias biológicamente activas. Más concretamente, el sistema comprende una matriz que comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) (PLGA). La invención también se dirige a un procedimiento para la preparación de dichos sistemas, más concretamente el procedimiento comprende una etapa de espumado empleando un gas comprimido o fluido supercrítico. Alternativamente, se incorpora un agente porogénico para formar macroporos por descomposición térmica. La invención también se dirige a los usos de estos sistemas.
Estado de la técnica
En medicina regenerativa se requiere disponer de implantes sintéticos que actúen como andamiajes (scaffolds) tridimensionales y participen activamente en la regeneración del tejido, actuando como sistemas de cesión de sustancias activas y guiando el crecimiento del tejido.
Los poliésteres son un grupo de polímeros biodegradables ampliamente utilizados para construir andamiajes. Uno de los más comunes es el ácido poli(D,L-láctico-co- glicólico) (PLGA), que se degrada dando lugar a oligómeros y monómeros por hidrólisis de sus enlaces éster. Las propiedades físicas y mecánicas y la resistencia a la degradación de este polímero se pueden ajustar regulando la relación de monómeros, el peso molecular y el grado de cristalinidad (Makadia HK, Siegel SJ, Poly lactic-co- glicolic acid (PLGA) as biodegradable controlled drug delivery carrier. Polym 3, 1377- 1397, 2011). Se ha descrito que microesferas de PLGA presentan un tiempo de degradación variable desde 8 a 35 semanas siendo particularmente dependiente de la relación láctico:glicólico del PLGA {Anderson JM, Shive MS, Biodegradation and biocompatibility ofPLA and PLGA microspheres. Adv Drug Del Rev 64, 72-82, 2012). Esta variedad de tiempos de degradación permite adaptar la cinética de degradación del andamiaje a la velocidad de crecimiento del tejido en formación, lo cual es esencial para el buen funcionamiento del andamiaje y regenerar el tejido. El empleo de PLGA de baja viscosidad intrínseca es especialmente adecuado para la regeneración de tejido óseo, ya que el tiempo de degradación es de entre 8 a 10 semanas. Sin embargo, se ha descrito que la preparación de una matriz porosa de PLGA de viscosidad intrínseca baja (0,2 dL/g) mediante el método de espumado con C02 ha resultado en un andamiaje con una inadecuada consistencia, ya que la matriz experimentó una expansión por espumado tan pronunciada que el andamiaje perdió su integridad física y mecánica y por lo tanto resultó un andamiaje no útil (Sheridan MH, Shea LD, Peters MC, Mooney DJ, Bioabsorbable polymer scaffolds for tissue engineering capadle of sustained growth factor delivery. J Control Reléase 2000, 64 (1-3), 91-102).
Además, los andamiajes basados en PLGA de viscosidad intrínseca baja presentan una escasa capacidad de control de la cesión de las sustancias biológicamente activas que se incorporan a la matriz polimérica de PLGA {Graves RA, Pamujula S, Moiseyev R, Freeman Th, Bostanian LA, Mandal TK, Effect of different ratios of high and low molecular weight PLGA blend on the characteristics of pentamidine microcapsules. Int JPharm 2004, 270, 251-262).
Por otro lado, técnicamente resulta muy difícil conseguir andamiajes de porosidad dual mediante espumado con gases comprimidos o fluidos supercríticos. Para obtener macroporos de 200-600 mieras se suele recurrir a la incorporación en el andamiaje de partículas hidrosolubles como por ejemplo cloruro sódico, bicarbonato sódico, glucosa, dextrina o trehalosa que, mediante lixiviación posterior, dan lugar a macroporos en la matriz polimérica. El proceso de lixiviación tiene los inconvenientes de que durante el lavado se puede perder una proporción significativa de las sustancias activas y de que requiere una etapa adicional de secado de los scaff lds, alargando el tiempo de procesado (Kim SS, Ahn KM, Park MS, Lee JH, Choi CY, Kim BS, A poly(lactide-co- glycolide)/hydroxyapatite composite scaffold with enhanced osteoconductivity. J BiomedMater Res A 2007, 80A (1), 206-215).
De este modo, todavía existe la necesidad de proporcionar matrices porosas basadas en PLGA de viscosidad intrínseca baja con unas propiedades que la hagan útiles para la fabricación de andamiajes, y que sean capaces de incorporar sustancias biológicamente activas y cederlas de manera controlada a lo largo del tiempo. Descripción breve de la invención
Los autores de la presente invención han desarrollado un sistema para la administración de sustancias biológicamente activas basado en PLGA de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g, que permite ceder las sustancias biológicamente activas de manera controlada a lo largo del tiempo. Además el sistema de la invención comprende una matriz biodegradable, porosa, homogénea, de consistencia sólida o semisólida, características que lo hacen especialmente adecuado para medicina regenerativa y en particular para preparar andamiajes.
Así, en un primer aspecto, la invención se refiere a un sistema para la administración de sustancias biológicamente activas que comprende una matriz biodegradable homogénea de consistencia sólida o semisólida de porosidad superior al 50%, dicha matriz comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g, y al menos una sustancia biológicamente activa.
Un segundo aspecto de la invención se refiere a un procedimiento para la obtención de un sistema para la administración de sustancias biológicamente activas que comprende una matriz biodegradable homogénea de consistencia sólida o semisólida de porosidad superior al 50%, dicha matriz comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) y al menos una sustancia biológicamente activa, que comprende: a) preparar una mezcla física que comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) y una sustancia biológicamente activa, y opcionalmente un agente porogénico; b) calentar la mezcla a una temperatura igual o inferior a 40°C; c) poner en contacto la mezcla con un gas comprimido o fluido supercrítico a una presión de entre 40 y 120 bar y a una temperatura de entre 20 y 40°C, entre 5 minutos y 24 horas; y d) despresurización a una velocidad de entre 2 y 8 bar/min con enfriamiento mediante la adición de un líquido comprimido, que es gaseoso a 25°C y 1 atmósfera de presión, a una temperatura de entre -196° y 19°C.
En una realización particular del segundo aspecto de la invención, el poli(D,L-láctico- co-glicólico) tiene una viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g. Un tercer aspecto de la invención, se refiere a un sistema obtenible mediante el procedimiento descrito anteriormente.
Un cuarto y quinto aspecto de la invención se refieren a un implante y un andamiaje que comprende un sistema según se ha descrito anteriormente, respectivamente. Un sexto aspecto de la invención se refiere al uso de los sistemas de la invención, del implante o del andamiaje de la invención, para la fabricación de un medicamento. En una realización particular, la invención se dirige a los sistemas, los andamiajes y los implantes como se han descrito anteriormente, para su uso como medicamento. En otra realización particular, el medicamento es para el tratamiento de estados patológicos o fisiológicos en humanos o animales. En una realización más particular, el medicamento es para regeneración ósea. En otra realización particular, el medicamento es para regeneración de cartílago. En otro aspecto, la invención se dirige hacia el uso del sistema como se ha definido anteriormente para la preparación de andamiajes para medicina regenerativa e ingeniería de tejidos. El andamiaje según la invención es adecuado como un implante monolítico o como un sistema multip articular, para cesión controlada de las sustancias biológicamente activas en el lugar de aplicación y para inducción de diferenciación celular y regeneración de un tejido. En una realización particular, los sistemas de la invención, implantes y andamiajes según se han descrito anteriormente, forman parte de un implante monolítico o multiparticular. En una realización particular, el sistema de la invención se puede obtener como un conjunto de partículas o como implante monolítico para cesión controlada en el lugar de aplicación sin efectos tóxicos.
Descripción de las figuras
Figura 1. Imagen por microscopía confocal de un scaffold preparado a partir de PLGA, poli(D-caprolactona) (PCL), almidón y lisozima marcada con isotiocianato de fluoresceína (FITC) en proporción en peso 85: 10:5.
Figura 2. Perfiles de cesión de dexametasona en medio tampón fosfato de matrices de 10 miligramos preparadas a partir de mezclas de (i) PCL:PLGA 50:50 peso/peso, dexametasona y almidón pregelificado en proporción en peso 85:5: 10 (diamantes); (ii PCL:PLGA 50:50 peso/peso y dexametasona 85:5 (triángulos). Perfiles de cesión a (a) 6 horas y (b) 3 semanas.
Figura 3. Ensayo de citotoxicidad a 7 días de scaffolds de PCL, PLGA, almidón y PRGF en proporción en peso 42,5:42,5:5: 10 por sembrado de células madre mesenquimales. Las células vivas están teñidas en verde con calceína (en gris en la figura) y las muertas en rojo con yoduro de propidio (ausente en la figura).
Figura 4. Ensayo Quant-IT PicoGreen dsDNA de proliferación a 3 (barras de color gris) y 7 días (barras de color negro) de células madre mesenquimales sembradas en scaffolds de (a) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p PCL, (b) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p y PRGF al 5% en relación al peso de la mezcla PCL:PLGA; y(c) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p con almidón pregelificado a 90°C (st) y PRGF al 10 y 5%, respectivamente, en relación al peso de la mezcla PCL:PLGA.
Figura 5. Imagen por microscopía SEM de un scaffold de porosidad dual preparado a partir de (a) mezclas de PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y un agente porogénico (bicarbonato amónico) en proporción en peso 50:50; (b) mezclas de PCL:PLGA 50:50 p/p y un agente porogénico (bicarbonato amónico) en proporción en peso 50:50; (c) mezclas de PCL:PLGA 50:50 peso/peso; (d) mezclas de PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p, almidón pregelificado a 120°C y bicarbonato amónico en proporción en peso 45:5:50; y (e) mezclas de PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p, almidón pregelificado a 120°C en proporciones en peso 85: 10. Escala: 50 μιη.
Figura 6. Perfiles de cesión de Preparación Rica en Factores de Crecimiento en medio tampón fosfato de matrices cúbicas de 5 mm de lado preparadas a partir de mezclas de (i) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p y PRGF al 5% en relación al peso de la mezcla PCL:PLGA (círculos en negro); (ii) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p con almidón pregelificado a 90°C y secado al horno a 80°C durante 1 día y PRGF al 10 y 5%, respectivamente, en relación al peso de la mezcla PCL:PLGA (círculos en blanco); y (iii) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p con almidón pregelificado a 90°C y liofilizado y PRGF al 10 y 5%, respectivamente, en relación al peso de la mezcla PCL:PLGA (triángulos). Descripción detallada de la invención
La invención se refiere a un sistema para la administración de sustancias biológicamente activas, como se ha definido previamente, que presenta unas características especialmente adecuadas para la regeneración de tejido óseo y cartilaginoso. Así, en un primer aspecto, la invención se refiere a un sistema para la administración de sustancias biológicamente activas que comprende una matriz biodegradable, homogénea, de consistencia sólida o semisólida, de porosidad superior al 50%, dicha matriz comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g, y al menos una sustancia biológicamente activa. El ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) (PLGA) es un polímero sintético biodegradable de la familia de los poliésteres alifáticos, en concreto es un alfa-hidroxiácido copolímero de ácido poliláctico y ácido poliglicólico. El ácido poli(D,L-láctico-co- glicólico) para la presente invención también incluye los copolímeros de ácido poliláctico y ácido poliglicólico con un grupo terminal seleccionado de entre hidroxi, carboxilo y éster. El PLGA de la invención tiene una relación láctico:glicólico de entre 85: 15 a 40:60, preferiblemente entre 75:25 a 50:50.
El PLGA está siendo objeto de especial atención para aplicaciones biomédicas y ha sido aprobado para ciertas aplicaciones por la FDA. El PLGA se degrada por hidrólisis de sus enlaces éster en el medio acuoso del organismo. Las propiedades físicas y mecánicas y la resistencia a la degradación de este polímero se pueden ajustar regulando la relación de monómeros, el peso molecular y el grado de cristalinidad {Makadia HK, Siegel SJ, Poly lactic-co-glicolic acid (PLGA) as biodegradable controlled drug delivery carrier. Polym 3, 1377-1397, 2011).
Como se ha comentado anteriormente, el PLGA de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g se degrada a una velocidad más adecuada que otros tipos de PLGA para la regeneración de hueso o de cartílago. Por este motivo, el tipo de PLGA preferido de la presente invención es aquel PLGA que tiene una viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g.
La "viscosidad intrínseca" se refiere a la medida del tiempo de flujo de una solución polimérica a través de un capilar estrecho respecto al tiempo de flujo del disolvente puro a través del mismo capilar. Se trata de un método reológico para determinar el peso molecular de un polímero y se expresa generalmente en unidades de decilitros por gramo.
La expresión "matriz homogénea" se refiere a aquella matriz con uniformidad espacial en su estructura y uniformidad en su composición. En una matriz homogénea, como la de la invención, no hay trazas de las morfologías pulverulentas propias de los materiales de partida como se demuestra en los ejemplos y en particular en el ejemplo 1 y figura 1. En la figura 1 se observa además la distribución uniforme de la lisozima, la sustancia biológicamente activa empleada en el correspondiente ejemplo.
En una realización particular, el sistema de la invención comprende además un compuesto regulador de la cesión seleccionado del grupo que consiste en un oligosacárido y un polisacárido. La adición de un compuesto regulador de la cesión al sistema de la invención permite modular el perfil de cesión de la sustancia activa. En la figura 2 se pueden comparar los perfiles de liberación de dexametasona cuando el sistema comprende almidón frente a un sistema que no lo comprende. Se observa que, a periodos cortos de tiempo, inferiores a 7 días, la cantidad cedida de la sustancia biológicamente activa es hasta la mitad respecto al sistema que no comprende el polisacárido. Mientras que a periodos más largos de tiempo, por ejemplo 21 días, la cantidad de sustancia activa cedida es del mismo orden en ambos sistemas.
El término "compuesto regulador de la cesión" se refiere a aquel compuesto que modula la cesión de sustancias biológicamente activas en una formulación a fin de obtener un perfil de cesión adecuado para que se manifieste el efecto terapéutico.
En una realización particular de la invención, el compuesto regulador de la cesión es almidón o un derivado de almidón. Por "derivado de almidón" se entiende un oligómero o polímero obtenido a partir de almidón como producto de partida por modificación física, química o enzimática. En una realización particular de la invención, el componente regulador de la cesión es un derivado del almidón obtenido por modificación química total o parcial por acilación, acetilación u oxidación por sustitución de parte de los grupos hidroxilo del almidón por grupos acilo, acetilo o éter. De este modo es posible incrementar la hidrofobicidad y propiedades mecánicas del almidón.
El almidón es un polisacárido natural compuesto por una mezcla de amilosa y amilopectina, y algunos de sus derivados. En estado nativo, el almidón se presenta en forma de gránulos parcialmente cristalinos difíciles de mezclar con polímeros sintéticos, como por ejemplo el PLGA (Moni R, Bhattacharya M, Properties of injection moulded blends of starch and modified biodegradable polyesters. Eur Polym J 37, 515-526, 2001; Wang N, Yu J Chang PR, Ma X, Influence of formamide and water on the properties of thermoplastic starch/poly(lactic acid) blends. Carbohydrate Polym 71, 109-118, 2008). Además, la incorporación de almidón a los andamiajes puede facilitar la adhesión, proliferación y diferenciación celular.
Sin embargo, la incorporación de un oligosacárido o polisacárido a los sistemas de la invención está dificultada por la baja compatibilidad entre el oligosacárido o polisacárido, en particular el almidón, y el PLGA. Si se aplica un tratamiento previo al almidón antes de emplearlo, es posible mejorar dicha compatibilidad. De este modo, en una realización particular, el compuesto regulador de la cesión es almidón pregelificado.
En una realización particular de la invención, la proporción del compuesto regulador de la cesión está comprendida entre el 0, 1% y el 25% en peso respecto al PLGA de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g.
Otra ventaja de los sistemas de la invención que comprenden almidón es que proporcionan un mayor grado de proliferación celular, como se demuestra en el ejemplo 3 y se ilustra en la figura 4. En una realización preferida, los sistemas de la invención comprenden almidón pregelificado. En una realización particular, los sistemas de la invención como se han descrito anteriormente comprenden además un poliéster sintético o semisintético biodegradable diferente al ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g. En una realización particular, el poliéster sintético o semisintético se selecciona del grupo consistente en ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) con viscosidad intrínseca superior a 0,5 dL/g, poli(epsilon-caprolactona), ácido poliláctico, ácido poliglicólico, polibutilensuccinato, poli(p-dioxanona), policarbonato, polihidroxibutirato, y los copolímeros de los mismos.
En una realización particular, en los sistemas de la invención como se han descrito anteriormente, la matriz comprende además un componente regulador de la cesión como se ha descrito anteriormente y un poliéster sintético biodegradable diferente al ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g, como se ha descrito anteriormente. En una realización más particular, en los sistemas de la invención como se han descrito anteriormente, la matriz comprende además almidón pregelificado y poli-epsilon- caprolactona.
Una realización preferida de la invención se refiere a un sistema para la administración de sustancias biológicamente activas que comprende una matriz biodegradable homogénea de consistencia sólida o semisólida de porosidad superior al 50%, dicha matriz comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g, al menos una sustancia biológicamente activa, un compuesto regulador de la cesión seleccionado del grupo que consiste en un oligosacárido y un polisacárido, y un poliéster sintético o semisintético biodegradable diferente al ácido poli(D,L-láctico-co- glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g.
En una realización aún más preferida, la invención se refiere a un sistema para la administración de sustancias biológicamente activas que comprende una matriz biodegradable homogénea de consistencia sólida o semisólida de porosidad superior al 50%), dicha matriz comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g, al menos una sustancia biológicamente activa, almidón pregelificado y poli(epsilon-caprolactona).
En otra realización particular, los sistemas de la invención comprenden además un agente plastificante. En una realización particular, el agente plastificante se selecciona de entre agua, glicerol, sorbitol, maltitol, xilitol, polietilenglicol, formamida, urea, propilenglicol, trietilenglicol y ácidos grasos.
En una realización particular de la invención, el agente plastificante está en una proporción de entre 0,5 y 65%> en peso respecto al componente regulador de cesión. El agente plastificante mejorar la compatibilidad del compuesto regulador de la cesión con el PLGA.
La presente invención se refiere también a un procedimiento para la obtención de un sistema para la administración de sustancias biológicamente activas que comprende una matriz biodegradable homogénea de consistencia sólida o semisólida de porosidad superior al 50%, dicha matriz comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) y al menos una sustancia biológicamente activa, que comprende: a) preparar una mezcla física que comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) y una sustancia biológicamente activa, y opcionalmente un agente porogénico; b) calentar la mezcla a una temperatura igual o inferior a 40°C; c) poner en contacto la mezcla con un gas comprimido o fluido supercrítico a una presión de entre 40 y 120 bar y a una temperatura de entre 20 y 40°C, entre 5 minutos y
24 horas; y d) despresurización a una velocidad de entre 2 y 8 bar/min con enfriamiento mediante la adición de un líquido comprimido, que es gaseoso a 25°C y 1 atmósfera de presión, a una temperatura de entre -196° y 19°C. En una realización preferida, el ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) empleado en la etapa a) del procedimiento de la invención tiene una viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g. El procedimiento de la invención está diseñado particularmente para la obtención de sistemas que comprenden una matriz basada en PLGA de viscosidad intrínseca baja, en concreto de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g, ya que evita los problemas encontrados en la técnica para este material que pierde su integridad física y mecánica haciéndolo inútil para su propósito como implante o andamiaje.
Desde el punto de vista del procesado, el uso de la tecnología de gases comprimidos y fluidos supercríticos ha emergido como una alternativa viable, reproducible y respetuosa con el medio ambiente para obtener andamiajes y componentes de andamiajes libres de trazas de disolventes aplicando condiciones de procesado moderadas. Las técnicas de espumado empleando C02 en forma de gas comprimido o en condiciones supercríticas como soluto de un polímero, permiten obtener, en pocas etapas, materiales de porosidad y distribución porosa controladas, a una temperatura compatible con componentes termosensibles y sin necesidad de utilizar disolventes orgánicos que pueden causar problemas medioambientales y comprometer la biocompatibilidad del andamiaje {De Ponti R, Lardini E, Martini A, Torricelli C, Use of supercritical fluids to obtain porous sponges of biodegradable polymers. WO 1991009079 Al).
El procedimiento al que se refiere la invención tiene las ventajas de que no requiere la incorporación de disolventes orgánicos o agua en ninguna de sus etapas, se lleva a cabo en un único paso, y las temperaturas de trabajo están comprendidas entre 20 y 40°C que son compatibles con la incorporación de componentes termosensibles como las sustancias biológicamente activas, además transcurre en condiciones respetuosas con el medioambiente, y supera las limitaciones actuales de empleo de polímeros de baja viscosidad intrínseca como PLGA de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g. El procedimiento al que se refiere la invención se basa en la fusión o el calentamiento de la mezcla polimérica por encima de la temperatura de transición vitrea de PLGA, o de la mezcla polimérica conteniendo PLGA en el caso de que hubiese componentes adicionales como se ha descrito arriba.
En la etapa a) del procedimiento es posible añadir otros compuestos que son útiles para la funcionalidad del sistema obtenido. En una realización particular, la mezcla física de la etapa a) comprende además un compuesto regulador de cesión y/o un poliéster sintético biodegradable diferente al ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g.
En una realización particular, el procedimiento según se ha descrito anteriormente, comprende una etapa adicional, anterior a la etapa a), en la que el compuesto regulador de cesión es pregelificado en medio acuoso a una temperatura entre 70 y 140°C, enfriado y secado previamente a la incorporación en la mezcla de la etapa a).
En una realización particular de la invención, el almidón ha sido pregelificado en medio acuoso a una temperatura entre 70 y 140°C, enfriado y secado en un horno o mediante liofilización o secado supercrítico tras paso previo de cambio de disolvente.
La invención proporciona además un método para eliminar un agente porogénico con la condición de que el agente porogénico se selecciona del grupo que consiste en bicarbonato amónico, carbonato amónico, bicarbonato sódico y fosfato amónico, mediante descomposición térmica. De este modo se evitan etapas como la lixiviación que arrastra la sustancia biológicamente activa presente en el sistema. El secado tras la lixiviación tampoco es necesario.
Así, en una realización particular, el procedimiento según se ha descrito anteriormente comprende una etapa adicional de eliminación del agente porogénico, con la condición de que el agente porogénico empleado en la etapa a) se selecciona del grupo que consiste en bicarbonato amónico, carbonato amónico, bicarbonato sódico y fosfato amónico, que comprende calentar el material obtenido en la etapa d) a una temperatura de entre 20 y 50°C.
En una realización particular, el procedimiento según se ha descrito anteriormente comprende además la formación de un andamiaje como un implante monolítico o un sistema multiparticular.
En otra realización particular, la proporción de ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico), frente al compuesto regulador de cesión está comprendida entre el 75% y el 99.9%.
La preparación de la mezcla física, según la etapa a) del procedimiento, se puede realizar empleando técnicas habituales de mezclado, como por ejemplo una mezcladora de paletas, una mezcladora planetaria o una mezcladora tipo túrbula.
La aplicación de un gas comprimido o fluido supercrítico como medio de procesado, según la etapa c) del procedimiento de la invención, se puede llevar a cabo, por ejemplo, mediante presurización de un autoclave termostatizado con un compresor o una bomba o introducción de C02 líquido o hielo seco en el citado autoclave. En esta etapa, las sustancias biológicamente activas se pueden encontrar disueltas o en suspensión respecto a la mezcla polimérica. En una realización particular, el tiempo de contacto entre el gas comprimido o fluido supercrítico y la mezcla es de entre 5 minutos y 24 horas. En una realización más particular, es de entre 15 minutos y 1 hora. En una realización preferida, es de entre 20 minutos y 40 minutos. La mezcla de la etapa c) se despresuriza y se enfría de manera secuencial o conjunta para obtener el sistema de la invención anteriormente descrito con consistencia sólida o semisólida y aspecto homogéneo. El dióxido de carbono interacciona con los polímeros actuando de plastificante y agente de hinchamiento, reduciendo así la temperatura de transición vitrea y/o la temperatura de fusión en el caso de que en la mezcla esté presente un poliéster sintético biodegradable. La cantidad de dióxido de carbono absorbida durante el procesado y el consiguiente hinchamiento de la mezcla polimérica es proporcional a la temperatura y presión del medio de procesado. Durante la eliminación del C02, tiene lugar una inestabilidad termodinámica que conlleva la formación de volumen hueco (porosidad) por nucleación. Cuando el C02 abandona la matriz, la temperatura de fusión o de transición vitrea aumenta por encima de la temperatura de trabajo y el scaffold se vitrifica. Durante la despresurización, según la etapa d), en condiciones ambientales, la velocidad de desgasificación o despresurización influye en el tamaño de poro y la interconectividad del scaffold final. La velocidad de enfriamiento durante la despresurización también influye en el tamaño de poro y la interconectividad del scaffold final.
La resistencia a la expansión de los poros tras nucleación es muy baja para matrices poliméricas con componentes de baja viscosidad intrínseca (<0,5 dL/g), formándose poros muy grandes (superiores a un milímetro). En esta realización particular, tras una despresurización parcial, se añade líquido comprimido frío para enfriar la muestra, reducir la viscosidad de la mezcla por descenso de temperatura y contener la expansión de los poros. Dicho líquido comprimido ha de ser gaseoso a presión y temperatura ambiente. El C02 líquido o N2 líquido se empleará preferentemente.
En una realización particular, un agente sólido porogénico se incorpora a la matriz antes de la etapa de mezclado. En una realización más particular, dicho agente porogénico se descompone térmicamente mediante una etapa de post-procesado por calentamiento del material a temperatura comprendida entre 20 y 50°C. En una realización preferida, el agente porogénico es bicarbonato amónico. En una realización particular de la invención, la proporción de agente porogénico está comprendida entre el 15% y el 65% en peso del material polimérico biocompatible.
En otro aspecto, la invención también se dirige al sistema para la administración de sustancias biológicamente activas, obtenible mediante el procedimiento según se ha descrito anteriormente.
Poniendo en práctica el procedimiento de la invención se obtienen sistemas con una porosidad superior al 50% (ver ejemplos), que es una porosidad conveniente en implantes para la regeneración ósea teniendo en cuenta que los implantes para regeneración ósea han de ser capaz de emular la morfología ósea. Para ello, es favorable emplear una matriz con propiedades texturales adecuadas para facilitar el ingreso, adhesión y proliferación celular así como la neovascularización y difusión de gases y nutrientes a las células. Así, resulta conveniente utilizar por tanto una matriz con porosidad análoga a la del hueso trabecular de entre 50 y 90%, preferiblemente próximo a su valor superior (Karageorgiou V, Kaplan D, Porosity of 3D biomaterial scaffolds and osteogenesis, Biomater. 2006, 26, 5474-5491) (Rezvan K, Chen QZ, Blaker JJ, Boccaccini AR, Biodegradable and bioactive porous polymer/inorganic composite scaffolds for bone tissue engineering, Biomater. 2006, 27, 3413-3431). Como resultado del procedimiento de la invención, se obtienen sistemas con poros cóncavos (ver ejemplos). Esta geometría de los poros es adecuada para la aplicación de los sistemas de la invención a regeneración de tejidos ya que influye en el crecimiento (Zadpoor AA, Bone tissue regeneration: the role of scaffold geometry, Biomater. Sel, 2015, 3, 231-245).
Los sistemas obtenibles mediante el procedimiento de la invención tienen un espesor de la pared del poro uniforme y netamente inferior al tamaño de poro.
La presente invención emplea un medio de procesado en condiciones de gas comprimido o de fluido supercrítico. Un fluido está en condiciones supercríticas cuando su presión y temperatura están por encima de las de su punto crítico y se caracteriza por propiedades intermedias entre las de un líquido y un gas. Ejemplos de fluidos que pueden ser utilizados con esta invención se seleccionan de dióxido de carbono (C02), agua, protóxido de nitrógeno, metano, etano, etileno, propano, pentano, benceno, metanol, etanol, isopropanol, varios fluorocarbonos tales como clorotrifluorometano y mo no fluorom etano, tolueno, piridina, ciclohexano, decalina, ciclohexanol, o-xileno y tetralina. La presente invención contempla el uso de estas sustancias por separado o en combinación, así como el empleo de aditivos. En una realización particular de la invención, el gas comprimido o fluido supercrítico es el C02. El uso individual de C02 como medio de procesado es preferido por su no inflamabilidad, bajo coste y su fácil eliminación del medio a la temperatura y presión ambiente. No habrá, por tanto, C02 residual en el producto final que pueda contribuir a problemas en su uso.
El término "sustancia biológicamente activa" se refiere a cualquier sustancia que altera, promueve, acelera, prolonga, inhibe, activa o al menos afecta a los procesos biológicos o químicos que tienen lugar en seres humanos y animales. Cuando una o varias sustancias biológicamente activas se incorporan al sistema de la invención, éstas se encuentran dispersas a nivel molecular o particular. El sistema es adecuado para incorporar sustancias biológicamente activas independientemente de las características de solubilidad de las mismas. Debido a las características de los componentes del sistema y las condiciones de procesado, éste es especialmente adecuado para incorporar sustancias biológicamente activas termosensibles.
En una realización particular, los sistemas de la invención pueden comprender además otra sustancia biológicamente activa. En una realización particular, las sustancias biológicamente activas se seleccionan entre hormonas, antiinflamatorios, antineoplásicos, agentes antimicrobianos y sustancias morfogénicas para reparación de defectos óseos y otras aplicaciones en medicina regenerativa. En una realización más particular, la sustancia biológicamente activa es la mezcla de factores de crecimiento contenido en una preparación rica en plaquetas (PRGF). En otra realización particular, la sustancia biológicamente activa es una preparación rica en factores de crecimiento. Esta preparación está destinada a favorecer la regulación de las interacciones de células entre sí y con la matriz extracelular en tejidos blandos y huesos. En otra realización particular, la proporción de sustancia biológicamente activa está comprendida entre el 0, 1% y el 15% en peso respecto al ácido poli(D,L-láctico-co- glicólico).
En una realización particular, la invención se refiere a una etapa adicional al procedimiento descrito, que comprende la formación de implantes: el sistema enfriado se puede dividir en porciones por corte. En una realización aún más particular, la eliminación de una película externa fina, densa y no porosa puede ser necesaria antes de ser utilizada para propósitos de implantación.
Los sistemas obtenidos, en forma de partículas o con otra morfología adecuada para su implantación, son adecuados como implantes capaces de proporcionar una cesión de sustancias biológicamente activas ajustable a requerimientos específicos.
En una realización preferida, la invención se dirige al uso de un sistema como el definido anteriormente en la preparación de un implante capaz de ceder una sustancia biológicamente activa para la reparación de defectos óseos.
En otro aspecto, la invención se refiere a un implante que comprende un sistema según se ha descrito anteriormente.
En otro aspecto, la invención se refiere a una andamiaje que comprende un sistema según se ha descrito anteriormente.
En otro aspecto, la invención se refiere al uso de los sistemas de la invención descritos anteriormente, del implante de la invención o del andamiaje de la invención, para la fabricación de un medicamento. En una realización particular, el medicamento es para el tratamiento de estados patológicos o fisiológicos en humanos o animales.
En una realización particular, el medicamento es para regeneración ósea.
En una realización particular, el medicamento es para regeneración de cartílago.
A continuación, para una mejor comprensión de la invención se proporcionan los siguientes ejemplos, sin que éstos supongan una limitación a la invención.
Ejemplo 1. Preparación de matrices de PLGA PCL con almidón y lisozima
Se prepararon mezclas de PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p y se incorporaron lisozima marcada con FITC y almidón pregelificado a 90°C y secado al horno al 5 y 10% en relación al peso de mezcla PCL:PLGA, respectivamente, en una mezcladora tipo túrbula (WAB AG Maschinenfabrik, T2C, Suiza). Dicha mezcla se procesó en forma de comprimidos de 400 mg en una máquina de comprimir excéntrica (Erweka Apparatebau, E KOW, Frankfurt, Alemania). Se puso en contacto dicha mezcla con medio C02 comprimido a 60 bar y temperatura ambiente (21°C) en un autoclave (100 mL, TharSFE) durante 30 min. A continuación, el C02 se despresurizó hasta presión atmosférica a una velocidad de 5 bar/min con tres adiciones periódicas de 10-15 g de C02 líquido a 1°C y 60 bar. Se eliminó la película externa no porosa del scaffold con un bisturí y se procedió a la caracterización de dicho scaffold. El scaffold obtenido presenta una porosidad del 75% por picnometría de helio y poros de alta curvatura con superficie cóncava, espesores de pared de 10-20 mieras y un tamaño medio de poro de en torno a 50 mieras por microscopía SEM. La imagen por microscopio confocal (Figura 1) de la sección del scaffold muestra una distribución homogénea de la lisozima dentro de dicho scaffold (regiones blancas intensas en la imagen).
Ejemplo 2. Preparación de matrices de PLGA/PCL con almidón y dexametasona y ensayos de cesión de dexametasona
Se prepararon dos mezclas de: (a) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p con dexametasona al 5% en relación al peso de mezcla PLGA:PCL y (b) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p con dexametasona y almidón pregelificado a 120°C y secado al 5 y 10% en relación al peso de mezcla PLGA:PCL, respectivamente, en una mezcladora tipo túrbula (WAB AG Maschinenfabrik, T2C, Suiza). Dichas mezclas se procesaron en forma de comprimidos de 400 mg en una máquina de comprimir excéntrica (Erweka Apparatebau, E KOW, Frankfurt, Alemania). Se pusieron en contacto dichas mezclas con medio C02 comprimido a 60 bar y temperatura ambiente (27°C) en un autoclave (100 mL, TharSFE) durante 30 min. A continuación, el C02 se despresurizó hasta presión atmosférica a una velocidad de 5 bar/min con tres adiciones periódicas de 10-15 g de C02 líquido a 1°C y 60 bar. Se eliminó la película externa no porosa de los scaffolds con un bisturí y se procedió a la caracterización de los scaffolds.
Los scaffolds obtenidos presentan una porosidad del 75-85% por picnometría de helio y poros de alta curvatura con superficie cóncava, espesores de pared de 10-20 mieras y un tamaño medio de poro de en torno a 50 mieras por microscopía SEM.
Para llevar a cabo el ensayo de cesión, se sumergieron porciones de 10 mg de scaffold en 50 mL de tampón fosfato pH 7.4 y el sistema se mantuvo en agitación a 60 rpm y 37°C. La cantidad de dexametasona cedida se monitorizó midiendo su concentración del medio de cesión mediante HPLC a una longitud de onda de 242 nm. Los perfiles de cesión obtenidos se muestran en la Figura 2. Los scaffolds dieron lugar a un perfil de cesión sostenido durante, al menos 21 días (Fig. 2a), apreciándose una cesión más lenta a periodos cortos en el caso de la muestra conteniendo almidón (Fig. 2b).
Ejemplo 3. Preparación de matrices de PCL:PLGA:almidón con PRGF, y ensayos de citotoxicidad y proliferación celular
Se prepararon tres mezclas de: (a) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p, (b) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p con Preparación Rica en Factores de Crecimiento (PRGF) al 5% en relación al peso de mezcla PCL:PLGA, obtenido mediante métodos de centrifugación (400g, 15 min) y ciclos de enfriamiento- congelación (4 ciclos) seguido de separación por centrifugación (14800g, 4°C, 10 min) y secado por liofilización (-80°C) a partir de donaciones de sangre por el método de capa leucoplaquetar (proveedor Centro de Transfusión de Galicia); y (c) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p con almidón pregelificado a 90°C al 10% en relación al peso de mezcla PCL:PLGA y PRGF al 5% en relación al peso de mezcla PCL:PLGA, en una mezcladora tipo túrbula (WAB AG Maschinenfabrik, T2C, Suiza). Dichas mezclas se procesaron en forma de comprimidos de 400 mg en una máquina de comprimir excéntrica (Erweka Apparatebau, E KOW, Frankfurt, Alemania). Se pusieron dichas mezclas en contacto con medio de C02 comprimido a 60 bar y 25°C en un autoclave (100 mL, TharSFE) durante 30 min. A continuación, el C02 se despresurizó hasta presión atmosférica a una velocidad de 5 bar/min con tres adiciones periódicas de 10-15 g de C02 líquido a 1°C y 60 bar. Se eliminó la película externa no porosa de los scaffolds con un bisturí y se procedió a la caracterización de dichos scaffolds.
Los scaffolds obtenidos presentan una porosidad del 75-85% por picnometría de helio y poros de alta curvatura con superficie cóncava, espesores de pared de 10-20 mieras y un tamaño medio de poro de en torno a 50 mieras por microscopía SEM.
Para analizar la citotoxicidad de los scaffolds se realizó un ensayo LIVE/DEAD® (Molecular Probes; USA), que consiste en la tinción mediante calceína (color verde; 1 mg/mL) y yoduro de propidio (color rojo; 1 mg/mL) en PBS (pH 7,4; proporción 1 : 1 :98) de células vivas y muertas, respectivamente. Para ello, se sembraron 20.000 células mesenquimales sobre cada scaffold (5x5x5 mm) y se cultivaron durante 7 días en un incubador. A continuación, los scaffolds se lavaron con PBS y se añadieron 100 de la tinción y se incubaron durante 10 minutos en oscuridad. Por último, la citotoxicidad de los scaffolds se evaluó a partir de las imágenes de los scaffolds obtenidas mediante microscopía confocal (LCS, Leica Microsystems, Germany). En la Figura 3 se muestran los resultados del ensayo de citotoxicidad LIVE/DEAD® de la muestra (c) según protocolo del fabricante con tinción verde (gris en la figura) indicando la viabilidad de células vivas madre mesenquimales en torno al 100% de los casos. En la Figura 4, se muestra el ensayo de proliferación de células madre mesenquimales evaluado por cuantificación de ADN usando el protocolo del ensayo comercial Quant- IT PicoGreen dsDNA (Life Technologies; USA). Para ello, se sembraron 20.000 células mesenquimales sobre cada scaffold (5x5x5 mm) y se cultivaron durante 3 y 7 días en un incubador a 37 °C y 5% de C02. A continuación, los scaffolds se lavaron con PBS y se colocaron en tubos de ensayo de 2.5 mL (Eppendorf, Alemania) y se añadió 1 mL de agua ultrapura. Las muestras se sometieron a 3 ciclos de congelación/descongelación y, posteriormente, se sonicaron durante 5 min y se homogeneizaron en un vortex. Por último, se realizó el ensayo de cuantificación de DNA según las instrucciones del fabricante y los resultados se evaluaron a partir de la absorbancia medida en un espectrofluorímetro Fluostar Optima (BMG Labtech, Alemania). Tras 7 días de sembrado, se observa una mayor concentración de ADN en la muestra conteniendo almidón y PRGF (muestra (c)) que la muestra sin almidón (muestra (b)) y que la muestra sin almidón ni PRGF (muestra (a)) indicando un mayor grado de proliferación celular para la muestra (c) durante este periodo.
Ejemplo 4. Preparación de matrices de PLGA y PLGArPCL con macroporosidad generada por descomposición térmica de bicarbonato amónico Se prepararon cinco mezclas de: a) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y bicarbonato amónico en proporciones 50:50 p/p; b) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p y bicarbonato amónico en proporciones 50:50 p/p; c) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p; d) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p, almidón pregelificado a 120°C y bicarbonato amónico en proporciones en peso 45:5:50 p/p; y (e) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p, almidón pregelificado a 120°C en proporciones en peso 85: 10 p/p. Dichas mezclas se procesaron en una mezcladora tipo túrbula (WAB AG Maschinenfabrik, T2C, Suiza) y se conformaron en forma de comprimidos de 400 mg en una máquina de comprimir excéntrica (Erweka Apparatebau, E KOW, Frankfurt, Alemania). Se pusieron en contacto dichas mezclas con medio C02 comprimido a 60 bar y 27°C en un autoclave (100 mL, TharSFE) durante 30 min. A continuación, el C02 se despresurizó hasta presión atmosférica a una velocidad de 5 bar/min con tres adiciones periódicas de 10-15 g de C02 líquido a 1°C y 60 bar. Se eliminó la película externa no porosa de los scaffolds con un bisturí y se procedió a la caracterización de dichos scaffolds. El scaffold obtenido se mantiene en aire a 37°C durante 24 horas para la descomposición térmica de la sal porogénica.
Se muestran las imágenes por microscopía SEM de los scaffolds obtenidos (Fig. 5). Se observa una homogeneidad estructural del material en todos los casos sin presencia de las morfologías pulverulentas de los materiales de partida, sin presencia de microesferas o nanopartículas, y sin presencia de cuellos o bordes de grano en los poros. Los scaffolds obtenidos presentan una porosidad del 70-80% por picnometría de helio. En las Figuras 5a y 5b se muestran las imágenes por microscopía SEM de scaffolds de porosidad dual preparados a partir de mezclas de PLGA y un agente porogénico (bicarbonato amónico) en proporción en peso 50:50 (Fig. 5a) y de PCL:PLGA 50:50 peso/peso y un agente porogénico (bicarbonato amónico) en proporción en peso 50:50 tras eliminación del agente porogénico (Fig. 5b). No se observan restos de bicarbonato amónico en las estructuras porosas y se obtuvieron pérdidas de peso del 50% (correspondientes a la eliminación de la sal). Los poros obtenidos son de alta curvatura con superficie cóncava y espesores de pared de 10-30 mieras. La estructura porosa resultante es de tipo dual según microscopía SEM: poros de 50 mieras formados por espumado supercrítico y de 100-300 mieras formados por descomposición térmica del agente porogénico. A modo de comparación, en la Figura 5c se muestra la imagen de un scaffold preparado a partir de mezclas de PCL:PLGA 50:50 peso/peso. En este caso, se observa una familia de poros mayoritaria de 50 mieras, de alta curvatura con superficie cóncava y espesores de pared de 10-20 mieras.
En la Figura 5d se muestra la imagen por microscopía SEM de un scaffold de porosidad dual preparado a partir de mezclas de PCL:PLGA 50:50 p/p, almidón pregelificado a 120°C y un agente porogénico (bicarbonato amónico) en proporción en peso 45:5:50 tras eliminación del agente porogénico. No se observan restos de bicarbonato amónico en la estructura porosa y se obtuvieron pérdidas de peso del 50% (correspondientes a la eliminación de la sal). Los poros obtenidos son de alta curvatura con superficie cóncava y espesores de pared de 15-25 mieras. La estructura porosa resultante es de tipo dual según microscopía SEM: poros de 50 mieras formados por espumado supercrítico y de 100-300 mieras formados por descomposición térmica del agente porogénico. A modo de comparación, en la Figura 5e se muestra la imagen de un scaffold preparado a partir de mezclas de PCL:PLGA 50:50 peso/peso, almidón pregelificado a 120°C en proporción en peso 85: 10. En este caso, se observa una sola familia de poros de 50 mieras de alta curvatura con superficie cóncava y espesores de pared de 10-20 mieras.
Ejemplo 5. Preparación de matrices de PCL:PLGA:almidón pregelificado y secado mediante distintas técnicas con PRGF, y ensayos de cesión de proteína
Se prepararon tres mezclas de: (a) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p con Preparación Rica en Factores de Crecimiento (PRGF) al 5% en relación al peso de mezcla PCL:PLGA, obtenido mediante métodos de centrifugación (400g, 15 min) y ciclos de enfriamiento-congelación (4 ciclos) seguido de separación por centrifugación (14800g, 4°C, 10 min) y secado por liofilización (-80°C) a partir de donaciones de sangre por el método de capa leucoplaquetar (proveedor Centro de Transfusión de Galicia); (b) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p con almidón pregelificado a 90°C y secado al horno a 80°C durante 1 día al 10% en relación al peso de mezcla PCL:PLGA y PRGF al 5% en relación al peso de mezcla PCL:PLGA; y (c) PLGA (i.v. 0.2 dL/g) y PCL en proporciones 50:50 p/p con almidón pregelificado a 90°C y liofilizado (LyoQuest Plus -85°C/ECO, Telstar; España) al 10% en relación al peso de mezcla PCL:PLGA y PRGF al 5% en relación al peso de mezcla PCL:PLGA, en una mezcladora tipo túrbula (WAB AG Maschinenfabrik, T2C, Suiza). Dichas mezclas se procesaron en forma de comprimidos de 400 mg en una máquina de comprimir excéntrica (Erweka Apparatebau, E KOW, Frankfurt, Alemania). Se pusieron dichas mezclas en contacto con medio de C02 comprimido a 60 bar y 27°C en un autoclave (100 mL, TharSFE) durante 30 min colocando los distintos comprimidos en un cestillo rotando a 700 rpm. A continuación, el C02 se despresurizó hasta presión atmosférica a una velocidad de 5 bar/min con tres adiciones periódicas de 10-15 g de C02 líquido a 1°C y 60 bar. Se eliminó la película externa no porosa de los scaffolds con un bisturí y se procedió a la caracterización de dichos scaffolds.
Los scaffolds obtenidos presentan 2,5-3,0 veces el volumen inicial del comprimido por medición y comparación de sus dimensiones inicial y final, con una porosidad del 60- 85%) por picnometría de helio y poros de alta curvatura con superficie cóncava, espesores de pared de 10-20 mieras y un tamaño medio de poro de en torno a 50-200 mieras por microscopía SEM.
Para llevar a cabo el ensayo de cesión de la Preparación Rica en Factores de Crecimiento (PRGF), se sumergieron porciones cúbicas de 5 mm de lado de scaffold en 50 mL de tampón fosfato pH 7.4 y el sistema se mantuvo en agitación a 30 rpm y 37°C. La cantidad total de proteína cedida se monitorizó midiendo su concentración en el medio de cesión mediante ensayo con ácido bicinconínico (BCA assay, Pierce ThermoSci, Estados Unidos). Los perfiles de cesión obtenidos se muestran en la Figura 6. Los scaffolds dieron lugar a un perfil de cesión en dos etapas: una primera etapa de cesión rápida de factores de crecimiento durante las primeras 6 horas de cesión, seguida de una segunda etapa de cesión más prolongada durante al menos 7 días. Se aprecia la influencia de la presencia de los almidones modificados (secado al horno o liofilizado) en la cesión de los factores de crecimiento durante esta segunda etapa con una cesión sostenida pero más rápida que para la muestra que no contiene almidón.

Claims

Reivindicaciones
1. Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas que comprende una matriz biodegradable homogénea de consistencia sólida o semisólida de porosidad superior al 50%, dicha matriz comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g, y al menos una sustancia biológicamente activa.
2. Sistema según la reivindicación 1, que además comprende un compuesto regulador de la cesión seleccionado del grupo que consiste en un oligosacárido y un polisacárido.
3. Sistema según la reivindicación 2, donde el polisacárido es almidón o un derivado de almidón.
4. Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que además comprende un poliéster sintético biodegradable diferente al ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g.
5. Sistema según la reivindicación 4, donde el poliéster sintético o semisintético se selecciona del grupo consistente en ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) con viscosidad intrínseca superior a 0,5 dL/g, poli(epsilon-caprolactona), ácido poliláctico, ácido poliglicólico, polibutilensuccinato, poli(p-dioxanona), policarbonato, polihidroxibutirato, y los copolímeros de los mismos.
6. Sistema según la reivindicación 1, donde la matriz comprende además un componente regulador de la cesión según la reivindicación 2 y un poliéster sintético biodegradable diferente al ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g, según la reivindicación 4.
7. Sistema según la reivindicación 1, donde la matriz comprende además almidón y poli-epsilon-caprolactona.
8. Procedimiento para la obtención de un sistema para la administración de sustancias biológicamente activas que comprende una matriz biodegradable homogénea de consistencia sólida o semisólida de porosidad superior al 50%, dicha matriz comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) y al menos una sustancia biológicamente activa, que comprende: a) preparar una mezcla física que comprende ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) y una sustancia biológicamente activa, y opcionalmente un agente porogénico; b) calentar la mezcla a una temperatura igual o inferior a 40°C; c) poner en contacto la mezcla con un gas comprimido o fluido supercrítico a una presión de entre 40 y 120 bar y a una temperatura de entre 20 y 40°C, entre 5 minutos y
24 horas; y d) despresurización a una velocidad de entre 2 y 8 bar/min con enfriamiento mediante la adición de un líquido comprimido, que es gaseoso a 25°C y 1 atmósfera de presión, a una temperatura de entre -196° y 19°C.
9. Procedimiento según la reivindicación 8, donde el ácido poli(D,L-láctico-co- glicólico) tiene una viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g.
10. Procedimiento según las reivindicaciones 8-9, donde el gas comprimido o fluido supercrítico es dióxido de carbono.
11. Procedimiento según las reivindicaciones 8-9, donde el líquido comprimido es C02 o N2 líquido.
12. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 8-11, donde la mezcla física de la etapa a) comprende además un compuesto regulador de cesión y/o un poliéster sintético biodegradable diferente al ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) de viscosidad intrínseca inferior a 0,5 dL/g.
13. Procedimiento según la reivindicación 12, que comprende una etapa adicional, anterior a la etapa a), en la que el compuesto regulador de cesión es pregelificado en medio acuoso a una temperatura entre 70 y 140°C, enfriado y secado previamente a la incorporación de la mezcla de la etapa a).
14. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 8-13, que comprende una etapa adicional de eliminación del agente porogénico, con la condición de que el agente porogénico empleado en la etapa a) se selecciona del grupo que consiste en bicarbonato amónico, carbonato amónico, bicarbonato sódico y fosfato amónico, que comprende calentar el material obtenido en la etapa d) a una temperatura de entre 20 y 50°C.
15. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 8-14, que comprende además la formación de un andamiaje como un implante monolítico o un sistema multiparticular.
16. Procedimiento, según la reivindicación 12, donde la proporción de ácido poli(D,L- láctico-co-glicólico), frente al compuesto regulador de cesión está comprendida entre el
75% y el 99.9%.
17. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 8-16, donde la proporción de sustancia biológicamente activa está comprendida entre el 0, 1% y el 15% en peso respecto al ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico).
18. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 8-17, donde la sustancia biológicamente activa es preparación rica en factores de crecimiento.
19. Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas, obtenible mediante el procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 8-18.
20. Implante que comprende un sistema según cualquiera de las reivindicaciones 1-7 o 19.
21. Andamiaje que comprende un sistema según cualquiera de las reivindicaciones 1-7 o 19.
22. Uso de los sistemas descritos en la reivindicación 1-7 y 19, del implante según la reivindicación 20 o del andamiaje según la reivindicación 21, para la fabricación de un medicamento.
23. Uso de los sistemas descritos en la reivindicación 1-7 y 19, del implante según la reivindicación 20 o del andamiaje según la reivindicación 21, para la fabricación de un medicamento para el tratamiento de estados patológicos o fisiológicos en humanos o animales.
24. Uso según la reivindicación 23, para la fabricación de un medicamento para regeneración ósea.
25. Uso según la reivindicación 24, para la fabricación de un medicamento para regeneración de cartílago.
PCT/ES2016/070528 2015-07-23 2016-07-12 Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas preparado por técnicas de espumado empleando gases comprimidos o fluidos supercríticos WO2017013288A1 (es)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/746,726 US11497810B2 (en) 2015-07-23 2016-07-12 System for administering biologically active substances produced by foaming techniques using compressed gases or supercritical fluids
EP16827299.5A EP3326654A4 (en) 2015-07-23 2016-07-12 BIOLOGICALLY ACTIVE SUBSTANCE ADMINISTRATION SYSTEM PREPARED USING FOAMING TECHNIQUES USING COMPRESSED GASES OR SUPERCRITICAL FLUIDS

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
ES201531087A ES2546566B2 (es) 2015-07-23 2015-07-23 Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas preparado por técnicas de espumado empleando gases comprimidos o fluidos supercríticos
ESP201531087 2015-07-23

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2017013288A1 true WO2017013288A1 (es) 2017-01-26

Family

ID=54147617

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/ES2016/070528 WO2017013288A1 (es) 2015-07-23 2016-07-12 Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas preparado por técnicas de espumado empleando gases comprimidos o fluidos supercríticos

Country Status (4)

Country Link
US (1) US11497810B2 (es)
EP (1) EP3326654A4 (es)
ES (1) ES2546566B2 (es)
WO (1) WO2017013288A1 (es)

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5004602A (en) * 1981-02-16 1991-04-02 Imperial Chemical Industries Plc Continuous release pharmaceutical compositions formed by freeze drying acetic acid solutions of polylactide
WO1991009079A1 (en) * 1989-12-14 1991-06-27 Farmitalia Carlo Erba S.R.L. Use of supercritical fluids to obtain porous sponges of biodegradable polymers
US6013853A (en) * 1992-02-14 2000-01-11 The University Of Texas System Continuous release polymeric implant carrier
WO2002014403A2 (en) * 2000-08-10 2002-02-21 Alkermes Controlled Therapeutics, Inc. Ii Acid end group poly(d,l-lactide-co-glycolide) copolymers with high glycolide content
US20020155145A1 (en) * 1997-05-10 2002-10-24 University Of Nottingham Biofunctional polymers prepared in supercritical fluid
US20110034418A1 (en) * 2008-04-04 2011-02-10 Karen Beltz Pharmaceutical composition with bisphosphonate

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100355563B1 (ko) * 2000-06-23 2002-10-11 주식회사 바이오메드랩 비등성 혼합물을 이용한 조직공학용 생분해성의 다공성고분자 지지체 및 그의 제조방법
GB0205868D0 (en) * 2002-03-13 2002-04-24 Univ Nottingham Polymer composite with internally distributed deposition matter
US7309232B2 (en) * 2003-10-10 2007-12-18 Dentigenix Inc. Methods for treating dental conditions using tissue scaffolds
EP1872807A1 (en) * 2006-06-30 2008-01-02 Scil Technology GmbH Biomaterial containing degradation stabilized polymer

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5004602A (en) * 1981-02-16 1991-04-02 Imperial Chemical Industries Plc Continuous release pharmaceutical compositions formed by freeze drying acetic acid solutions of polylactide
WO1991009079A1 (en) * 1989-12-14 1991-06-27 Farmitalia Carlo Erba S.R.L. Use of supercritical fluids to obtain porous sponges of biodegradable polymers
US6013853A (en) * 1992-02-14 2000-01-11 The University Of Texas System Continuous release polymeric implant carrier
US20020155145A1 (en) * 1997-05-10 2002-10-24 University Of Nottingham Biofunctional polymers prepared in supercritical fluid
WO2002014403A2 (en) * 2000-08-10 2002-02-21 Alkermes Controlled Therapeutics, Inc. Ii Acid end group poly(d,l-lactide-co-glycolide) copolymers with high glycolide content
US20110034418A1 (en) * 2008-04-04 2011-02-10 Karen Beltz Pharmaceutical composition with bisphosphonate

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP3326654A4 *
SHERIDAN M H ET AL.: "Bioabsorbable polymer scaffolds for tissue engineering capable of sustained growth factor delivery;", JOURNAL OF CONTROLLED RELEASE, vol. 64, no. 1-3, AMSTERDAM, NL, pages 91 - 102, XP004185095, ISSN: 0168-3659 *
ZHAO-LI MOU ET AL.: "Preparation of porous PLGA/HA/collagen scaffolds with supercritical C02 and application in osteoblast cell culture.", JOURNAL OF SUPERCRITICAL FLUIDS, vol. 58, no. 3, 4 July 2011 (2011-07-04), US, pages 398 - 406, XP028277316, ISSN: 0896-8446 *

Also Published As

Publication number Publication date
ES2546566A1 (es) 2015-09-24
ES2546566B2 (es) 2016-09-14
US11497810B2 (en) 2022-11-15
EP3326654A4 (en) 2019-04-10
EP3326654A1 (en) 2018-05-30
US20180236086A1 (en) 2018-08-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Ghorbani et al. Physicochemical and mechanical properties of freeze cast hydroxyapatite-gelatin scaffolds with dexamethasone loaded PLGA microspheres for hard tissue engineering applications
Khandan et al. Hydrogels: Types, structure, properties, and applications
EP1404294B1 (en) Biodegradable polymer composition
Salerno et al. Bio-based polymers, supercritical fluids and tissue engineering
KR101945938B1 (ko) 주입형 온도 감응성 키토산/목재 기반 산화 셀룰로오스 하이드로겔의 제조방법
Cardea et al. Generation of chitosan nanoporous structures for tissue engineering applications using a supercritical fluid assisted process
Diaz-Gomez et al. Growth factors delivery from hybrid PCL-starch scaffolds processed using supercritical fluid technology
ES2878122T3 (es) Espumas de celda cerrada que incluyen poli-4-hidroxibutirato y copolímeros del mismo
Phaechamud et al. Pore formation mechanism of porous poly (dl-lactic acid) matrix membrane
JPH05504941A (ja) 歯周組織の再生のための生体分解系
ES2599705T3 (es) Nueva estructura para parche cardíaco
US20150320901A1 (en) Hemostatic Foam
KR20090075503A (ko) 생분해성 다공성 하이브리드 담체의 제조방법 및 이를이용하여 제조된 인공장기
CN110520164B (zh) 组织支架和支架组合物
CN104587525A (zh) 包含血小板及透明质酸的支架及其制备方法
Diaz-Gomez et al. Low viscosity-PLGA scaffolds by compressed CO 2 foaming for growth factor delivery
ES2546566B2 (es) Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas preparado por técnicas de espumado empleando gases comprimidos o fluidos supercríticos
Khan et al. Drying: a versatile fabrication of porous biomaterials
KR102256933B1 (ko) 합성고분자-천연고분자 하이브리드 다공성 구형 입자 및 이의 제조방법
Yadav et al. Emulsion templated three-dimensional porous scaffolds for drug delivery
Rashid et al. Fabrication of BSA loaded poly (caprolactone)(PCL) microsphere incorporated chitosan scaffolds for tissues engineering application
KR20210049766A (ko) 합성고분자-천연고분자 하이브리드 구조를 가지는 다공성 구형 입자의 제조방법
ES2358403B2 (es) Sistema para la administración de sustancias biológicamente activas que comprende poli-epsilón-caprolactona, poloxamina y una o varias sustancias activas.
KR101991035B1 (ko) 최적화된 피브린-고분자 복합 수화젤 및 이의 용도
Li et al. Fabrication of polymeric microspheres for biomedical applications

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 16827299

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 15746726

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE