СПОСОБ ПРОИЗВОДСТВА ВЫСВОБОЖДАЮЩИХ ЛЕКАРСТВЕННЫЕ СРЕДСТВА МЕДИЦИНСКИХ УСТРОЙСТВ И ПОЛУЧЕННОЕ С ЕГО ПРИМЕНЕНИЕМ УСТРОЙСТВО Российский патент 2009 года по МПК A61L31/10 A61L33/06 A61L31/16 A61F2/06 A61F2/82 A61C8/00 A61L27/14 A61L27/50 A61L29/00 

Настоящее изобретение относится к способу получения высвобождающих лекарственные средства медицинских устройств и к полученным с его применением устройствам. В частности, изобретение относится к способу производства сосудистого стента, покрытого одним или несколькими лекарственными средствами для лечения и/или профилактики рестеноза.

В ангиопластике применение стентов при лечении закупорки коронарных сосудов в настоящее время хорошо известно и широко распространено и осуществляется на практике. Стенты представляют собой ретикулярные металлические протезы, устанавливаемые в стенозированную часть сосуда, которые остаются в участке повреждения после удаления системы извлечения и баллона. Таким образом, стент сжимает бляшку и обеспечивает механическую поддержку сосудистой стенке для поддержания диаметра сосуда, восстановленного расширением баллона, и для предотвращения коллапса сосуда.

Однако долгосрочная результативность применения внутрисосудистых стентов все еще представляет собой большую проблему рестеноза коронарных сосудов после ангиопластики, т.е. феномена реокклюзии коронарного сосуда. Фактически этот феномен рестеноза встречается у 15-30% пациентов, подвергнутых ангиопластике стентами, как, например, описано у Williams DO, Holubkov R, Yeh W et al. "Percutaneous coronary interventions in the current era are compared with 1985-1986: The National Heart, Lung and Blood Institute Registries", Circulation 2000; 102:2945-2951.

Вызываемый вставкой стента стеноз происходит вследствие гиперплазии вновь формируемой интимы. В частности, вызванное стентом механическое повреждение артериальной стенки и реакция на чужеродное тело, вызванная присутствием стента, приводит к хроническому воспалительному процессу в сосуде. Данный феномен, в свою очередь, вызывает высвобождение цитокинов и ростовых факторов, способствующих активации пролиферации и миграции гладкомышечных клеток (SMC). Рост этих клеток вместе с продукцией внеклеточного матрикса приводит к увеличению поперечного сечения сосуда, занятого неоинтимой и, таким образом, к процессу уменьшения просвета сосуда, вызывая указанный выше рестеноз.

Для предотвращения этой проблемы разработаны различные способы, включающие в себя способ, который обеспечивает покрытие стента непосредственно лекарственным средством или покрытие типом полимера, способным содержать лекарственное средство и локально высвобождать его посредством контролируемого механизма. Типичный пример покрытого стента, способного к высвобождению лекарственных средств (DES, высвобождающий лекарственные средства стент), описан в статье Takeshi Suzuki и сотрудников "Stent-Based Delivery of Sirolimus Reduces Neointimal Formation in a Porcine Coronary Model", Circulation 2001; 104:1188-1193. Используемые вещества, как правило, являются полимерами, или разрушающимися, или неразрушающимися, которые должны обладать свойствами адгезии к металлическому субстрату (стент), способностью регулировать скорость высвобождения лекарственного средства, отсутствием феномена токсичности и подходящим взаимодействием с окружающей тканью.

В частности, что касается последней характеристики, взаимодействия материала с окружающей тканью во многом контролируются поверхностными свойствами материала. Что касается взаимодействия с тканью хозяина, как правило, у применяемых в медицинских устройствах материалах нет оптимальных характеристик поверхности. Это обстоятельство с клинической точки зрения проявляет себя началом реакции на чужеродное тело и, в частности, для материалов, контактирующих с кровью, формированием тромбов и/или эмболов. Сила процесса такова, что способность синтетических материалов к тромбообразованию является наиболее серьезным препятствием для разработки искусственных сосудов малого диаметра.

В попытке преодолеть эти недостатки разработаны способы, в которых посредством химических реакций обеспечивают покрытие тромбогенного материала нетромбогенными молекулами. Типичным примером является антикоагулянт гепарин. В этих способах предусмотрена первая стадия, на которой на поверхность стента (или, как правило, на поверхность медицинского устройства) вводят химические группы, пригодные для связывания гепарина, гиалуроновой кислоты или других биомолекул, и вторая стадия, состоящая из химического связывания гепарина, гиалуроновой кислоты или других биомолекул с химическими группами, введенными на предыдущей стадии.

Таким образом, применяемые для доставки лекарственных средств полимеры не способны к прямому связыванию биомолекул в том состоянии, в котором они находятся, но требуют указанной выше стадии введения функциональных групп и последующей иммобилизации указанных биомолекул.

Существуют полимеры, которые сами содержат функциональные группы, такие как аминогруппы, или группы, из которых можно получить аминогруппы. Данные полимеры можно применять для поверхности стентов с использованием традиционной технологии.

Однако было обнаружено, что данные полимеры страдают одним существенным недостатком, являясь гидрофильными, а так как стадия связывания с гепарином или другими биомолекулами, как правило, происходит в растворителе и в, частности, для гепарина в водной среде, существует большой риск потери в процессе производства стента, по меньшей мере, части лекарственного средства, именно по причине растворимости полимера в воде; кроме того, именно по причине гидрофильной природы полимера возможность контролировать высвобождение лекарственного средства ограничена, и он совершенно не подходит для контроля высвобождения лекарственных средств, которые, в свою очередь, являются гидрофильными.

Кроме того, лекарственное средство высвобождается в раствор, содержащий гепарин, и функциональные группы могут препятствовать реакции иммобилизации, подвергая риску успешность результата.

Таким образом, рассматриваемая в настоящем изобретении проблема состоит в создании доступного способа получения высвобождающего лекарственное средство сосудистого стента, способного преодолеть указанные выше недостатки.

Эти проблемы разрешают посредством способа производства высвобождающего лекарственное средство медицинского устройства, упрощающего процедуру получения и, в то же время, избегающего потери лекарственного средства или других соединений, которая может подвергнуть риску получение стента.

Таким образом, первой целью изобретения является создание доступного способа производства медицинского устройства, как указанно в прилагаемом основном пункте формулы изобретения.

Второй целью изобретения является предоставление высвобождающего лекарственное средство медицинского устройства, получаемого указанным выше способом.

Под термином "высвобождающее лекарственное средство медицинское устройство" понимают устройство для введения в организм человека или животного, внутрь или подкожно, предназначенное остаться в указанном организме человека или животного в течение определенного промежутка времени или навсегда, и которое способно к высвобождению фармацевтически эффективной дозы одного или нескольких лекарственных средств, по меньшей мере, в течение части времени, в продолжение которого он находится в организме человека или животного. Данное медицинское устройство может представлять собой сосудистое устройство, протез, зонд, катетер, зубной имплантат или подобное. Более предпочтительно, данное устройство представляет собой сосудистый стент.

Другие характеристики и преимущества настоящего изобретения станут понятны из дальнейшего описания осуществления, предоставленного посредством неограничивающего примера, в котором:

- на фиг.1 показана кривая высвобождения гидрофильного лекарственного средства из стента, покрытого полимером в соответствии с существующим уровнем техники, в сравнении с кривой высвобождения гидрофильного лекарственного средства из стента, покрытого полимером по изобретению;

- на фиг.2 показана кривая высвобождения гидрофобного лекарственного средства из стента, покрытого полимером в соответствии с существующим уровнем техники, в сравнении с кривой высвобождения гидрофобного лекарственного средства из стента, покрытого полимером по изобретению.

После многочисленных экспериментов было неожиданно обнаружено, что, если полимер, несущий функциональные группы, такие как аминогруппы, наносили на поверхность медицинского устройства за одну стадию, используя способ холодной плазмы, то получали покрытие стента в форме гидрофобной пленки, хорошо прилипающей, и с активными и стабильными функциональными группами, способными быстро связывать гепарин, гиалуроновую кислоту или другую биомолекулу.

Следующее далее описание относится к сосудистому стенту, но его можно также применять к любому другому медицинскому устройству по изобретению.

В частности, было обнаружено, что полимеры с функциональными аминогруппами, нанесенные на металлическую поверхность сосудистых стентов посредством холодной плазмы, проявляют характеристики гидрофобности, отличной адгезии к стенту, высокой степени перекрестного связывания, так чтобы действовать в качестве барьера, замедляющего диффузию лекарственного средства и способного связывать гепарин и другие биомолекулы посредством указанных аминогрупп.

Таким образом, как описано в изобретении, способ производства высвобождающего лекарственное средство сосудистого стента включает в себя нанесение на поверхность указанного стента полимера со стабильными реактивными функциональными группами, например, такими как аминогруппы, карбоксильные и сульфгидрильные группы, при котором нанесение происходит за одну стадию посредством способов холодной плазмы.

По первой форме осуществления полимеры наносят в форме пленки. В частности, указанные полимеры несут функциональные группы, способные образовывать ковалентную связь с биологическими молекулами, как правило, предпочтительно выбранными из гепарина, гиалуроновой кислоты или противотромботических веществ. Более конкретно, указанные полимеры выбраны из группы, состоящей из полимеров, содержащих аминогруппы, карбоксильные и сульфгидрильные группы. Предпочтительно, полимеры с аминогруппами получают из предшественников или мономеров, выбранных из аллиламина, гептиламина, алифатических или ароматических аминов; полимеры с карбоксильными группами получают из предшественников или мономеров, выбранных из акриловой кислоты и метакриловой кислоты. Полимеры с сульфгидрильными группами получают из предшественников или мономеров, выбранных из летучих меркаптанов.

Описанный в изобретении способ также может предусматривать дополнительные полимерные слои, которые следует наносить в зависимости от степени или типа механизмов высвобождения лекарственного средства, которые желательно получить. Эти последние покрытия получают известными в данной области способами, такими как погружение в подходящий раствор или напыление пневматическим пульверизатором, или с применением указанного выше способа холодной плазмы. Следует отметить, что в любом случае внешний слой необходимо наносить способом холодной плазмы с использованием указанных выше полимеров с функциональными группами.

Применяемая по изобретению плазма представляет собой холодную плазму, т.е. температура общей массы газа в фазе плазмы является того же порядка, как и температура окружающей среды. Указанную плазму получают в обычном типе реактора, содержащего камеру обработки, внутри которой находится подставка для обрабатываемого материала с расположенным рядом источником разряда для получения плазмы.

Холодную плазму можно получать при пониженном давлении или при атмосферном давлении, и ее можно получать с применением различных источников электромагнитного поля, т.е. источников с различной частотой и различными геометрическими элементами, например, таких как генераторы радиочастот или генераторы микроволн с электродами индуктивного или емкостного типа.

Как правило, когда применяют способ с пониженным давлением, холодную плазму получают в камере с давлением, которое может варьировать от 0,01 до 10 мбар.

Что касается условий обработки, то они зависят от электрической мощности, которая может варьировать от 1 до 500 Вт, геометрии источника, образующего плазму, который может быть индуктивным или емкостным, и от применяемых для получения плазмы частот электромагнитного излучения, которые могут быть в микроволновом или радиочастотном диапазоне.

Кроме того, образуемая холодная плазма характеризуется плотностью заряженных частиц от 10⁸ до 10¹² см^-3, состоянием значительного нейтралитета зарядов (квазинейтральность, ионная плотность ≈ электронной плотности), энергиями электронов от 0,1 до 10 эВ или средней электроэнергией, рассчитанной как (ekBT/m)1/2 (e=1,9×10^-19 Кл, kB=1,38×10^-23 Дж/K, m= 9,1×10^-31 кг, T = абсолютная температура в градусах Кельвина), в то время как ионы и нейтральные частицы находятся при температурах порядка температуры окружающей среды.

Время обработки холодной плазмы, как правило, составляет не более 30 минут, предпочтительно составляет от 0,1 до 20 минут и даже более предпочтительно, от 1 до 10 минут.

Предпочтительно плазменную обработку при пониженном давлении проводят прерывистым или непрерывным способом. Указанный способ здесь подробно не описан, так как он широко известен в данной области.

Применяемую холодную плазму предпочтительно получать при давлении меньше, чем атмосферное давление. Предшественник или мономер, который необходимо полимеризовать в плазматической фазе, вводят в реактор в форме газа или пара, со скоростями потока, варьирующими от 0,1 до 200 sccm (кубических сантиметров в стандартных условиях в минуту). На данном этапе инициируют плазму и проводят обработку.

Предпочтительный обычный тип реактора, не показано, по изобретению представлен радиочастотным плазменным реактором, с параллельными электродами в виде плоских пластин, состоящим из камеры для обработки из стали, алюминия или стекла, соединенным с вакуумным насосом. Предшественник или мономер водят в форме газа или пара внутрь камеры посредством подходящей системы подачи, и между электродами прикладывают разность потенциалов. Таким образом, ионизируют поток газа или пара, инициируя последовательности реакций, приводящих к его нанесению способами, характерными для полимеризации плазмой. Предшественник или мономер, дававший наилучшие результаты, представлял собой аллиламин, так как наличие двойной связи значительно увеличивает скорость нанесения и, следовательно, скорость, с которой достигается оптимальная для применения толщина. В частности, толщина, которую, как правило, применяют для высвобождающего лекарственное средство полимера, фактически составляет от 0,01 микрона до 10 микрон. Что касается аллиламина, предпочтительно толщина варьирует от 0,01 микрона до 10 микрон.

По варианту осуществления изобретения способ производства сосудистого стента также включает в себя перед нанесением содержащего функциональные группы полимера посредством холодной плазмы стадию нанесения, по меньшей мере, одного слоя лекарственного средства, когда необходимо, вводимого в полимер, способный высвобождать указанное лекарственное средство. Данную стадию проводят с применением обычных способов, таких как иммерсия или распыление, и с использованием обычных полимеров.

Природа полимеров, обычно используемых для данной стадии, в значительной степени диктуется механизмом высвобождения, предусмотренным для лекарственного средства и, в любом случае, находится в области знаний специалиста в данной области. Например, в случае коронарных стентов, для которых необходимы периоды высвобождения порядка месяцев, существенно применять полимеры, формирующие механизм медленного высвобождения. В случае гидрофильных лекарственных средств, таких как иматиниба мезилат (продаваемого под названием Glivec® компанией Novartis), предпочтительно применять гидрофобные углеводородные полимеры, такие как полистирол, полиэтилен, полибутадиен и полиизопрен. Полибутадиен, вследствие его эластомерной природы, отсутствия токсических эффектов и его доступности, представляет собой предпочтительный полимер. В случае гидрофобных лекарственных средств, таких как таксол, такролимус и подобные или дексаметазон, можно применять более гидрофильные полимеры, такие как гидрофильные полиамиды, полиуретаны, полиакрилаты или полиметакрилаты. Полигидроксибутилметакрилат и полигидроксиэтилметакрилат, применяемые отдельно или с гидрофобным компонентом полибутадиеном для того, чтобы регулировать механизм высвобождения более тонко, являются предпочтительными полимерами.

Как описано ранее, данные полимеры предпочтительно можно наносить в форме раствора в органических растворителях посредством иммерсии или распыления. В частности, можно применять способ распыления посредством распылителя или сходных пневматических систем, или способ распыления с применением ультразвуковых форсунок.

Толщина наносимого слоя зависит от природы желаемых лекарственного средства, полимера и механизма высвобождения. В любом случае указанные значения для специалиста в данной области находятся в диапазоне от 0,5 до 20 микрон, предпочтительно, от 1 до 10 микрон. Регулировки на основании того, что было указано, в любом случае составляют часть существующего уровня техники.

Что касается лекарственного средства для высвобождения, как правило, для данной цели можно применять известные лекарственные средства. В частности, можно применять противовоспалительные, антипролиферативные, антимиграционные лекарственные средства или иммуносупрессирующие средства. Предпочтительно можно применять иматиниба мезилат, т.е. 4-[(4-метил-1-пиперазинил)метил]-N-[4-метил-3-[[4-(3-пиридинил)-2-пиримидинил]амино]фенил]бензамидметансульфонат, продаваемый под названием Glivec® компанией Novartis.

Количество лекарственного средства для объединения с полимером варьирует в зависимости от класса лекарственного средства. Например, когда лекарственное средство является противовоспалительным, оно, как правило, находится в количествах от 0,001 мг до 10 мг на устройство. Когда лекарственное средство является антипролиферативным, оно находится в количествах от 0,0001 мг до 10 мг на устройство. Когда лекарственное средство обладает антимиграционным действием, оно может находиться в количествах от 0,0001 мг до 10 мг на устройство. Когда лекарственное средство является иммуносупрессирующим, оно находится в количествах от 0,0001 мг до 10 мг по массе на устройство. Когда лекарственное средство представляет собой иматиниба мезилат (Glivec®), оно находится в количествах от 0,001 мг до 10 мг на устройство.

Способ производства медицинского устройства по изобретению также включает в себя стадию связывания/иммобилизации противотромботических веществ на поверхности полимера, несущего функциональные группы. В частности, данное нанесение состоит из химического связывания гепарина или гиалуроновой кислоты, например, с аминогруппами полимера, в свою очередь, нанесенного на стент с использованием способа холодной плазмы.

Предпочтительно противотромботическое вещество наносят путем погружения стента, покрытого способом холодной плазмы полимером с функциональными группами, в водный раствор, например, гепарина или гиалуроновой кислоты. Обычно применяемый водный раствор содержит от 0,01% до 1% по массе гепарина или гиалуроновой кислоты. Данный раствор, как правило, получают растворением от 0,01 г до 1 г гепарина, например, в 100 см³ буфера, такого как, например, фосфатный буфер, и добавлением от 0,001 г до 1 г вещества с окисляющим действием, такого как периодат натрия. Через промежуток времени от 6 до 20 часов содержания в растворе добавляют от 20 до 200 см³ буферного раствора, такого как 0,001-0,1% раствор уксусной кислоты-ацетата натрия. Затем из указанного раствора отбирают от 1 до 10 см³ и помещают в подходящий резервуар, такой как чашка Петри. Затем в чашку помещают стент и добавляют от 0,001 до 0,01 г вещества с восстанавливающим действием, такого как цианоборгидрид натрия. Через промежуток времени, не превышающий 30 минут, предпочтительно от 15 до 30 минут, стент вынимают и отмывают водой. Затем его сушат в термостате.

По дополнительному варианту осуществления изобретения поверх слоя гепарина, гиалуроновой кислоты или других иммобилизованных молекул можно наносить дополнительные биодеградируемые слои с лекарственным средством или без него, которые в результате процесса их нормального разрушения открывают гепарин, гиалуроновую кислоту или указанные другие иммобилизованные биомолекулы.

Способ по изобретению также может включать в себя предварительную стадию очищения и/или отмывки поверхности стента для подготовки его к указанным выше стадиям нанесения. Как правило, стадия очищения/отмывки состоит в обработке обезжиривающими растворами, такими как органические растворители или смеси вода/изопропиловый спирт, или в обработке холодной плазмой из воздуха или аргона.

Кроме того, за данной подготовительной стадией может следовать, по меньшей мере, одна стадия предварительной обработки для содействия адгезии лекарственного средства, где предопределено связывание с полимером для высвобождения или следующими слоями. В общем случае, стадия предварительной обработки может включать в себя обработку холодной плазмой из воздуха или кислорода, или нанесение плазмой органических слоев с такой функцией, как активатор адгезии между стентом и веществом для нанесения.

Из того, что описано до настоящего момента ясно, что в способе производства медицинского устройства по настоящему изобретению устранена стадия обработки высвобождающего лекарственное средство полимера, необходимая для введения на его поверхность функциональных групп, т.е. таких, чтобы обеспечить связывание с биомолекулами. Фактически данная стадия устранена вследствие нанесения конкретного класса полимеров, выбранных строго из-за их особенностей уже иметь такие группы при нанесении с применением технологии холодной плазмы. Кроме того, сочетание этого с применением способа холодной плазмы позволяет наносить полимер без разрушения свойств его функциональных групп.

Кроме указанных выше примеров способа производства медицинского устройства, выбранные и нанесенные способом холодной плазмы полимеры способствуют связыванию с биомолекулами, такими как гепарин, и обеспечивают то, что они остаются in situ, предотвращая рассеивание в водной среде в процессе производства устройства.

Также наблюдали, что при нанесении полимеров с функциональными группами холодной плазмой, как описано выше, релевантное лекарственное средство высвобождается значительно медленнее, производя, таким образом, барьерный эффект. Следовательно, этот эффект позволяет более длительное противостенозное действие со стороны лекарственного средства.

Второй целью настоящего изобретения является получение доступного высвобождающего лекарственное средство медицинского устройства, получаемого описанным ранее способом.

В частности, указанное медицинское устройство может, например, включать в себя структуру устройства, по меньшей мере, один покрывающий поверхность указанной структуры первый слой, содержащий лекарственное средство, по меньшей мере, один второй слой, покрывающий указанный, по меньшей мере, один первый слой и содержащий полимер со стабильными реактивными функциональными группами, и слой биологических молекул, нанесенный на, по меньшей мере, один второй слой посредством связывания с указанными функциональными группами, в котором указанный, по меньшей мере, один второй слой полимера с функциональными группами нанесен на указанный, по меньшей мере, один первый слой лекарственного средства способом холодной плазмы.

Предпочтительно, указанный, по меньшей мере, один первый слой лекарственного средства содержит высвобождающий лекарственное средство полимер, как описано ранее. Лекарственное средство можно выбрать из лекарственных средств, перечисленных со ссылкой на способ производства стента.

Указанный, по меньшей мере, один второй слой полимера с функциональными группами можно выбрать из указанных ранее полимеров и его можно наносить указанным выше способом холодной плазмы.

Также, в отношении наносимых на наружную поверхность стента биомолекул, они могут предпочтительно представлять собой в качестве неограничивающих примеров любые описанные ранее вещества.

Применение полимеров с функциональными группами для покрытия сосудистых стентов способами холодной плазмы также является целью настоящего изобретения. Предпочтительно указанные полимеры представляют собой указанные ранее полимеры.

Из того, что указано до настоящего момента, понятно, что полученные указанным выше способом медицинские устройства являются очень выгодными по сравнению с устройствами, критикуемыми во вводной части настоящего описания, особенно там, где это касается механизма высвобождения лекарственного средства. Фактически выявлено, что описанные в изобретении стенты обеспечивают более контролируемое высвобождение лекарственного средства из-за особого слоя полимера с функциональными группами, который каким-то образом действует как более активный барьер по сравнению с полимерами из существующего уровня техники.

Кроме того, наносимые плазмой полимеры отлично прикрепляются к сосудистому стенту и в тоже время оказались полностью лишены токсических эффектов.

Ниже исключительно в качестве неограничивающих примеров описаны некоторые варианты осуществления изобретения.

ПРИМЕР 1

Сравнение механизма высвобождения гидрофильного лекарственного средства из стента, покрытого полимером по существующему уровню техники, и механизма высвобождения из стента, покрытого полимером по изобретению

Из капсул лекарственного средства Glivec® извлекали 10 мг активного составляющего иматиниба мезилата посредством растворения в воде, фильтрования для удаления нерастворимых эксципиентов с использованием фильтровальной бумаги Albet 400 (43-48 микрон) и испарения воды с использованием Rotavapor (Heidolph) с тем, чтобы получить активное составляющее в порошковой форме. Два стента из нержавеющей стали длиной 11 мм, произведенные компанией INVATEC, покрывали, используя распылитель Artis I (Efbe, Germany), указанным ниже способом.

Во-первых, наносили 1 см³ 0,250% раствора в циклогексане полибутадиена, продаваемого компанией Aldrich, со средней молекулярной массой 420000. После этого наносили 1 см³ раствора, полученного растворением 10 мг иматиниба мезилата (1 M) в 1 см³ метанола. Затем наносили 1 см³ 0,5% раствора полибутадиена в циклогексане, как указано выше. Наконец, наносили 1 см³ 0,5% раствора в циклогексане полибутадиена с молекулярной массой от 1000000 до 4000000.

На этой стадии один из двух стентов помещали в реактор EUROPLASMA и подвергали циклу нанесения аллиламина плазмой (введенного в виде пара из внешнего резервуара, хранящего его в виде жидкости) в течение 8 минут с реактором, подключенным к мощности 200 Вт при давлении 0,2 мбар.

Затем стенты погружали в пробирки, содержащие 1 см³ физиологического раствора, и скорость высвобождения лекарственного средства измеряли по приобретению видимого УФ-спектра, используя спектрофотометр Unicam 8700 и снятие показателей поглощения при 261 нм. Связь между поглощением и концентрацией устанавливали посредством измерения поглощения растворов известной концентрации (калибровочная кривая). Измерения высвобождения лекарственного средства проводили в фиксированные интервалы и при каждом измерении заменяли физиологический раствор. Получали кривые высвобождения, показанные на фиг.1.

В частности, на фиг.1 показано, что нанесение полимера холодной плазмой значительно задерживает высвобождение гидрофильного лекарственного средства по сравнению с высвобождением, происходящим после нанесения полимера по существующему уровню техники.

ПРИМЕР 2

Сравнение механизма высвобождения гидрофобного лекарственного средства из стента, покрытого полимером по существующему уровню техники, и механизма высвобождения из стента, покрытого полимером по изобретению

Ту же процедуру, как описанная в примере 1, повторяли здесь с тем отличием, что применяли гидрофобное лекарственное средство дексаметазон.

10 мг дексаметазона растворяли в 1 см³ этанола и наносили, как описано ранее. Кривые высвобождения снова получали, как описано в примере 1, а показатели поглощения снимали при 264,4 нм. Получали результаты, показанные на фиг.2.

Необходимо отметить, что в данном случае нанесенный холодной плазмой полимер аллиламина также обеспечивает в механизме высвобождения лекарственного средства значительное уменьшение.

ПРИМЕР 3

Сравнение степени гидрофильности между обработанным гепарином металлическим стентом и металлическим субстратом без гепарина

Полученный по примеру 1 стент с аллиламином, нанесенным посредством холодной плазмы, подвергали процессу связывания с гепарином указанным ниже способом.

0,5 г гепарина (Bioiberica) растворяли в 100 см³ фосфатного буфера и добавляли 0,016 г периодата натрия (Sigma-Aldrich). Через 16 часов содержания в растворе добавляли 100 см³ 0,05% раствора уксусной кислоты-ацетата натрия. Отбирали 5 см³ этого раствора и помещали в чашку Петри. Затем в чашку помещали стент и добавляли 0,01 г цианоборгидрида натрия (Sigma-Aldrich). Через 30 минут стент вынимали и отмывали водой. Затем его сушили в термостате. На этой стадии стент был гораздо более гидрофильным по сравнению с негепаринизированным стентом именно вследствие присутствия связанного с его поверхностью гепарина.

Для обеспечения основы для анализа такую же обработку, как только что описано, проводили на пластинах размером 1 см из стали ASI 316 L, т.е. из вещества, из которого состоит стент. Гепаринизированную пластину сравнивали с негепаринизированной пластиной посредством сравнения с использованием анализа рентгеновской фотоэлектронной спектроскопии (XPS) для получения химического состава поверхностного слоя. Анализ XPS проводили с использованием устройства Perkin Elmer PHI 5500 ESCA System. Результат анализа, выраженный в атомных %, приведен в таблице 1 ниже.

Таблица 1 Образец C O N S Si Другие
(<1%) Негепаринизированная пластина 78,4 10,7 9,4 - 1,3 Na, P Гепаринизированная пластина 69,2 21,9 2,4 3,2 1,9 Mg, Cl, Na

По сравнению с необработанным образцом для обработанного образца с гепарином показано увеличение отношения O/C и концентрации S, ожидаемое в процессе гепаринизации.

ПРИМЕР 4

Сравнение степени гидрофильности между обработанным гиалуроновой кислотой металлическим стентом и металлическим стентом без гиалуроновой кислоты

Полученный по примеру 1 стент с аллиламином, нанесенным посредством холодной плазмы, подвергали процессу связывания с гиалуроновой кислотой указанным ниже способом.

0,5 г гиалуроновой кислоты (Lifecore) растворяли в 100 см³ деионизированной воды. Отбирали 5 см³ указанного раствора и помещали в чашку Петри. Затем стент опускали в чашку и добавляли 0,03 г of N-гидроксисукцинимида и 0,04 г диметилкарбодиимида (EDC) (оба Sigma-Aldrich). Через 30 минут стент вынимали и отмывали водой. Затем его сушили в термостате. На этой стадии стент был гораздо более гидрофильным по сравнению со стентом, не покрытым гиалуроновой кислотой, именно вследствие присутствия связанной с его поверхностью гиалуроновой кислоты.

ПРИМЕР 5

Производство стента, покрытого полимером по изобретению, с иммобилизацией гиалуроновой кислоты и дополнительным покрытием слоем на основе биодеградируемого производного гиалуроновой кислоты

Из капсул лекарственного средства Glivec® извлекали 10 мг активного составляющего иматиниба мезилата посредством растворения в воде, фильтрования для удаления нерастворимых эксципиентов и испарения воды, как описано в примере 1. Два стента из нержавеющей стали длиной 11 мм, произведенные компанией INVATEC, покрывали, используя распылитель Artis I (Efbe, Germany), указанным ниже способом.

Во-первых, наносили 1 см³ 0,250% раствора в циклогексане полибутадиена (Aldrich, средняя молекулярная масса 420000). После этого наносили 1 см³ раствора, полученного растворением 10 мг иматиниба мезилата (1 M) в 1 см³ метанола. Затем наносили 1 см³ 0,5% раствора полибутадиена в циклогексане (подробности как указано ранее). Наконец, наносили 1 см³ 0,5% раствора в циклогексане полибутадиена с молекулярной массой от 1000000 до 4000000.

На этой стадии один из двух стентов помещали в реактор EUROPLASMA для обработки плазмой и подвергали циклу нанесения аллиламина плазмой (введенного в виде пара из внешнего резервуара, хранящего его в виде жидкости) в течение 8 минут с реактором, подключенным к мощности 200 Вт при давлении 0,2 мбар.

Затем 0,5 г гиалуроновой кислоты (Lifecore) растворяли в 100 см³ деионизированной воды. Отбирали 5 см³ указанного раствора и помещали в чашку Петри. Затем стент опускали в чашку и добавляли 0,03 г N-гидроксисукцинимида и 0,04 г диметилкарбодиимида (EDC) (оба Sigma-Aldrich). Через 30 минут стент вынимали и отмывали водой и сушили. На этой стадии наносили слой нерастворимого в воде и деградируемого производного гиалуроновой кислоты, полный бензиловый сложный эфир HYAFF 11) (Fidia Advanced Biopolymers, Abano Terme, Italy). Это вещество вместе с лекарственным средством, иматиниба мезилатом, наносили из раствора 0,2% HYAFF и 1% 1 M в гексафторизопропаноле с использованием распылителя.

Таким образом, получали стент, высвобождающий лекарственное средство из поверхностного слоя HYAFF и из подлежащего слоя, в котором поверхностный слой разрушается in situ, обнажая поверхность, на которой гиалуроновая кислота связана с барьером и функциональным слоем, нанесенными плазмой.

Изобретение относится к способу производства высвобождающего лекарственное средство медицинского устройства, выбранного из группы, состоящей из сосудистых устройств, протезов, зондов, катетеров, зубных имплантатов или подобного, применяемых при лечении и/или профилактики рестеноза сосудов, приводящего к острой сосудистой недостаточности, обусловленной уменьшением массы циркулирующей крови. Данный способ включает в себя нанесение на устройство, посредством погружения в подходящий раствор или посредством распыления, по меньшей мере, одного слоя лекарственного средства, когда необходимо, введенного в полимер, способный высвобождать указанное лекарственное средство; полимера, имеющего активные функциональные группы, выбранные из группы, состоящей из аминогрупп и сульфгидрильных групп, способных к химическому связыванию биологических молекул в одну стадию посредством способов холодной плазмы; и биологических молекул на поверхность указанного полимера. Также описано высвобождающее лекарственное средство медицинское устройство, полученное указанным выше способом, и применение полимеров с реактивными функциональными группами для покрывания медицинских устройств, предпочтительно, сосудистых стентов, способами нанесения холодной плазмой. Вследствие нанесения конкретного класса полимеров с применением холодной плазмы, заявленный способ является более технологичным, а именно, способствует нанесению полимера без разрушения свойств его функциональных групп и более хорошему связыванию полимера с биомолекулами, приводящее к более медленному, контролируемому высвобождению лекарственного средства из медицинского устройства. 3 н. и 32 з.п. ф-лы, 1 табл., 2 ил.

1. Способ производства высвобождающего лекарственное средство медицинского устройства, включающий в себя нанесение на устройство, выбранное из группы, состоящей из сосудистых устройств, протезов, зондов, катетеров, зубных имплантатов или подобного, посредством погружения в подходящий раствор или посредством распыления
по меньшей мере одного слоя лекарственного средства, когда необходимо, введенного в полимер, способный высвобождать указанное лекарственное средство;
полимера, имеющего активные функциональные группы, выбранные из группы, состоящей из аминогрупп и сульфгидрильных групп, способных к химическому связыванию биологических молекул в одну стадию посредством способов холодной плазмы;
биологических молекул на поверхность указанного полимера.

2. Способ по п.1, в котором предшественники указанных полимеров с аминогруппами выбраны из аллиламина, гептиламина, алифатических аминов и ароматических аминов.

3. Способ по п.1, в котором предшественники указанных полимеров с сульфгидрильными группами выбраны из летучих меркаптанов.

4. Способ по п.1, в котором указанные способы холодной плазмы включают в себя холодную плазму, полученную при пониженном давлении с применением прерывистого или непрерывного способа.

5. Способ по п.4, в котором указанную холодную плазму при пониженном давлении создают при давлении, которое может варьировать от 0,01 до 10 мбар, при мощности от 1 до 500 Вт и в течение периода времени, не превышающего 30 мин.

6. Способ по п.1, в котором указанные способы холодной плазмы включают в себя холодную плазму, создаваемую при атмосферном давлении.

7. Способ по любому из пп.1-3, в котором предшественник указанного полимера находится в форме газа.

8. Способ по любому из пп.1-3, в котором предшественник указанного полимера находится в форме пара.

9. Способ по п.1, в котором указанный полимер наносят в форме пленки с толщиной от 0,01 до 10 мкм.

10. Способ по п.1, в котором указанное лекарственное средство выбрано из группы, состоящей из противовоспалительных, антипролиферативных и антимиграционных лекарственных средств и иммуносупрессирующих средств.

11. Способ по п.10, в котором указанное лекарственное средство представляет собой 4-[(4-метил-1-пиперазинил)метил]-N-[4-метил-3-[[4-(3-пиридинил)-2-пиримидинил]амино]фенил]бензамидметансульфонат.

12. Способ по п.10, в котором высвобождающий лекарственное средство полимер выбран из гидрофобных углеводородов, полиамидов, полиакрилатов и полиметакрилатов.

13. Способ по п.12, в котором указанные гидрофобные углеводороды выбраны из полистирола, полиэтилена, полибутадиена и полиизопрена.

14. Способ по п.12, в котором указанный полимер выбран из полигидроксибутилметакрилата, полигидроксиэтилметакрилата, где необходимо, в сочетании с полибутадиеном.

15. Способ по п.1, в котором указанный высвобождающий лекарственное средство полимер наносят в форме пленки с толщиной от 0,5 до 20 мкм.

16. Способ по п.10, в котором когда указанное лекарственное средство является противовоспалительным, оно находится в количествах от 0,001 до 10 мг на устройство.

17. Способ по п.10, в котором когда указанное лекарственное средство является антипролиферативным, оно присутствует в количествах от 0,0001 до 10 мг на устройство.

18. Способ по п.10, в котором когда указанное лекарственное средство обладает антимиграционным действием, оно присутствует в количествах от 0,0001 до 10 мг на устройство.

19. Способ по п.10, в котором когда лекарственное средство представляет собой иммуносупрессор, оно присутствует в количествах от 0,0001 до 10 мг на устройство.

20. Способ по п.10, в котором когда указанное лекарственное средство представляет собой 4-[(4-метил-1-пиперазинил)метил]-N-[4-метил-3-[[4-(3-пиридинил)-2-пиримидинил]амино]фенил]бензамидметансульфонат, оно присутствует в количествах от 0,001 до 10 мг на устройство.

21. Способ по п.1, в котором указанные биологические молекулы выбраны из противотромботических веществ и гиалуроновой кислоты.

22. Способ по п.21, в котором указанные биологические молекулы представляют собой гепарин.

23. Способ по п.21 или 22, в котором указанные биологические молекулы наносят посредством погружения медицинского устройства в водный раствор, содержащий указанные биологические молекулы в концентрации 0,01-1% по массе.

24. Способ по п.23, также включающий в себя предварительную стадию очистки/отмывки указанного медицинского устройства.

25. Способ по п.24, в котором за указанной предварительной стадией очистки/отмывки следует стадия предварительной обработки указанного медицинского устройства для содействия адгезии лекарственного средства, вводимого, когда необходимо, в высвобождающий полимер, к этому устройству.

26. Способ по п.1, также включающий в себя нанесение дополнительных слоев биодеградируемых полимеров на указанный слой биологических молекул.

27. Способ по п.26, включающий в себя последовательное нанесение, по меньшей мере, одного первого слоя из 4-[(4-метил-1-пиперазинил)метил]-N-[4-метил-3-[[4-(3-пиридинил)-2-пиримидинил]амино]фенил]бензамидметансульфоната, когда необходимо, включенного в полимер на поверхности указанного медицинского устройства, нанесение посредством холодной плазмы, по меньшей мере, одного второго слоя полимера из аллиламина, связывание гепарина с указанным, по меньшей мере, одним вторым слоем и нанесение, по меньшей мере, одного третьего слоя биодеградируемого полимера на указанный гепарин.

28. Высвобождающее лекарственное средство медицинское устройство, получаемое способом по любому из предыдущих пунктов.

29. Медицинское устройство по п.28, состоящее из структуры устройства, по меньшей мере, одного покрывающего поверхность указанной структуры первого слоя, содержащего лекарственное средство, по меньшей мере, одного второго слоя, покрывающего указанный, по меньшей мере, один первый слой и содержащего полимер со стабильными реактивными функциональными группами, и слой биологических молекул, связанный с указанным, по меньшей мере, одним вторым слоем посредством химического связывания с указанными функциональными группами, в котором указанный, по меньшей мере, один второй слой полимера нанесен на указанный, по меньшей мере, один первый слой способом холодной плазмы.

30. Медицинское устройство по п.29, в котором указанное лекарственное средство представляет собой лекарственное средство, как описано в любом из пп.10-27.

31. Медицинское устройство по п.29 или 30, в котором указанный высвобождающий лекарственное средство полимер представляет собой полимер, как описано в любом из пп.12-14.

32. Медицинское устройство по п.29, в котором указанный полимер со стабильными реактивными функциональными группами представляет собой один из полимеров, описанных в любом из пп.1 и 2.

33. Медицинское устройство по п.29, в котором указанная биологическая молекула представляет собой любую из молекул по п.21.

34. Медицинское устройство по п.28, где указанное устройство представляет собой сосудистый стент.

35. Применение полимеров с реактивными функциональными группами, выбранных из полимеров, описанных в пп.1-3, для покрывания медицинских устройств, предпочтительно сосудистых стентов, способами нанесения холодной плазмой.