ES2318312T3 - Dispositivos medicos que presentan propiedades de elucion de farmacos y procedimientos de fabricacion de los mismos. - Google Patents
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Abstract
Dispositivo médico que comprende: una aleación con memoria de forma que presenta una temperatura de inicio de transformación martensítica inversa superior o igual a aproximadamente 0ºC; y un recubrimiento de fármaco que comprende una resina polimérica y uno o más agentes biológicamente activos.
Description
Dispositivos médicos que presentan propiedades
de elución de fármacos y procedimientos de fabricación de los
mismos.
La presente exposición se refiere a dispositivos
médicos que presentan propiedades de elución de fármacos y a
procedimientos de fabricación de los mismos.
Las enfermedades vasculares provocadas por el
bloqueo progresivo de los vasos sanguíneos a menudo conducen a
hipertensión, lesión isquémica, accidente cerebrovascular o infarto
de miocardio. Las lesiones ateroescleróticas, que limitan u
obstruyen el flujo sanguíneo, son la principal causa de enfermedad
vascular. La angioplastia con globo es un procedimiento médico cuyo
propósito es aumentar el flujo sanguíneo a través de una arteria y
se utiliza como tratamiento predominante para estenosis vascular. La
utilización creciente de este procedimiento puede atribuirse a su
tasa de éxito relativamente alta y su invasividad mínima en
comparación con la derivación coronaria o la cirugía vascular. Una
limitación asociada con la angioplastia con globo es el nuevo cierre
abrupto o progresivo del vaso tras el procedimiento o
restenosis.
Las dificultades asociadas con la angioplastia
con globo han facilitado la utilización de dispositivos médicos
tales como stent y tecnología de stent en la mayoría de las
intervenciones coronarias o vasculares. La utilización de dichos
dispositivos médicos ha reducido significativamente la tasa de
restenosis desde aproximadamente el 40% tras la angioplastia con
globo sola, hasta aproximadamente menos del 15% cuando la
angioplastia con globo va seguida por la posterior colocación de un
dispositivo médico tal como un stent. Aunque la remodelación
contractiva del vaso es el mecanismo primario que conduce a la
restenosis tras angioplastia con globo, la restenosis tras
colocación de stent está asociada con hiperplasia de la neoíntima,
que se supone que se provoca por una lesión vascular durante la
colocación del stent. El proceso de restenosis en el stent se
produce en primer lugar con acumulación de plaquetas sobre la
superficie del stent. El músculo liso comienza a migrar hacia el
sitio de la acumulación de plaquetas y proliferar en respuesta a la
inflamación. Finalmente la matriz extracelular se deposita sobre el
sitio durante los últimos estadios del proceso de cicatrización. La
acumulación de plaquetas y el desarrollo de la matriz extracelular
son perjudiciales para el funcionamiento de la arteria.
Para combatir la restenosis, los dispositivos
médicos tales como stent a menudo encapsulan fármacos o están
recubiertos con fármacos con el fin de inhibir o minimizar los
diversos estadios de actividad celular no deseada. Las
características farmacológicas de los fármacos propuestos como
recubrimientos para la atenuación de tal actividad celular no
deseada incluyen, pero no se limitan a, propiedades
antiinflamatorias, antiproliferativas, inmunosupresoras y
antimigración. Ejemplos de dichos fármacos incluyen sirolimús,
everolimús, abt 578, paclitaxel, dexametasona y ácido
micofenólico.
Los recubrimientos de fármaco comprenden
generalmente agentes biológicamente activos y polímeros. El agente
biológicamente activo puede combinarse físicamente o encapsularse en
un polímero biorreabsorbible, para formar un recubrimiento de
fármaco, que entonces se utiliza para recubrir el dispositivo médico
y permitir la(s) liberación/liberaciones de fármaco a
diversas tasas tras el procedimiento. Puesto que los polímeros
utilizados en recubrimientos de fármaco presentan generalmente
temperaturas de transición vítrea alrededor de la temperatura
ambiente (es decir, aproximadamente 23ºC) pueden diseñarse y
fabricarse para presentar suficiente flexibilidad a temperaturas
superiores a la temperatura ambiente. Sin embargo, cuando se enfrían
hasta temperaturas inferiores a la temperatura de transición vítrea
se fragilizan fácilmente y experimentan daños permanentes
haciéndolos así inutilizables o ineficaces.
Algunas de las aleaciones utilizadas en la
fabricación de dispositivos médicos autoexpansibles tales como
stent (sobre las cuales se aplican los recubrimientos de fármaco)
pueden ser aleaciones con memoria de forma que presentan una
temperatura de inicio de transformación martensítica inversa
(A_{s}) de aproximadamente 0ºC con una temperatura de terminación
de transformación austenítica (A_{f}) comprendido entre
aproximadamente 20ºC y 30ºC. Debido a las propiedades
superelásticas mostradas por estas aleaciones a temperaturas
superiores o iguales a aproximadamente A_{f}, cargar un
dispositivo médico autoexpansible en un sistema de administración a
o cerca de la temperatura ambiente representa un gran desafío ya que
el dispositivo muestra a menudo una tendencia a recuperar su forma
expandida tal como un muelle normal. Para minimizar este fenómeno
similar a muelle y lograr características de carga libre o
potenciada en un sistema de administración, en primer lugar
generalmente se enfría un dispositivo autoexpansible hasta una
temperatura inferior a su temperatura A_{s}, que también es
inferior a la temperatura ambiente. Tal como se indicó
anteriormente, esta deformación a baja temperatura del dispositivo
promueve la fragilización del recubrimiento de fármaco, que a menudo
conduce a rupturas o degradación mecánica no deseadas en el
recubrimiento.
En una forma de realización, un dispositivo
médico comprende una aleación con memoria de forma que presenta una
temperatura de inicio de transformación martensítica inversa
superior o igual a aproximadamente 0ºC; y un recubrimiento de
fármaco que comprende una resina polimérica y un agente
biológicamente activo.
En otra forma de realización, el dispositivo
médico es un stent implantable.
Todavía en otra forma de realización, una
composición de aleación de níquel-titanio comprende
aproximadamente el 55,5% en peso de níquel basándose en la
composición total de la aleación.
Todavía en otra forma de realización, una
composición de aleación de
níquel-titanio-niobio comprende
aproximadamente el 48% en peso de níquel y aproximadamente el 14%
en peso de niobio basándose en la composición total de la
aleación.
Todavía en otra forma de realización, un
procedimiento de fabricación de un stent comprende conformar en frío
una aleación con memoria de forma a partir de un hilo; tratar con
calor la aleación con memoria de forma conformada en frío a una
temperatura superior a aquélla a la que puede producirse una
transformación martensítica; y recubrir el stent con un
recubrimiento de fármaco que comprende un agente biológicamente
activo.
Todavía en otra forma de realización, un
procedimiento de fabricación de un stent comprende cortar por láser,
cortar por chorro de agua, mecanizar por electroerosión (EDM),
grabar química, electromecánica o fotoquímicamente una aleación
níquel-titanio que presenta aproximadamente el 55,5%
en peso de níquel o una aleación
níquel-titanio-niobio que presenta
aproximadamente el 48% en peso de níquel y aproximadamente el 14% en
peso de niobio a partir de un tubo, en el que los porcentajes en
peso se basan en el peso total de la composición; tratar con calor
la aleación a una temperatura superior a aquélla a la que puede
producirse una transformación martensítica; y recubrir la aleación
con un recubrimiento de fármaco que comprende un agente
biológicamente activo.
La figura 1 representa una vista en sección
transversal del extremo de un catéter ilustrando un stent que va a
implantarse;
la figura 2 es una representación gráfica de una
curva de tensión de tracción-deformación de
Ti-55,5% en peso de Ni sometido a prueba a 10ºC;
y
la figura 3 es una representación gráfica de una
curva de tensión de tracción-deformación de
Ti-55,5% en peso de Ni sometido a prueba 37ºC.
Se da a conocer en la presente memoria un
dispositivo médico recubierto con un recubrimiento de fármaco que
comprende una resina polimérica y un agente biológicamente activo,
en el que se fabrica el dispositivo médico a partir de una aleación
que presenta una temperatura de inicio de transformación
martensítica inversa A_{s} superior o igual a aproximadamente
0ºC, preferentemente superior o igual a aproximadamente 10ºC y
además en el que la resina polimérica también presenta una
temperatura de transición vítrea (T_{g}) inferior o igual a
aproximadamente A_{s}. La utilización de una aleación que presenta
una A_{s} superior o igual a aproximadamente 0ºC junto con un
recubrimiento de fármaco en el que el polímero presenta una T_{g}
inferior o igual a aproximadamente A_{s}, permite ventajosamente
utilizar el dispositivo médico a temperaturas que son generalmente
inferiores a temperaturas por debajo de la ambiental sin ninguna
deformación permanente ni fragilización de la resina polimérica.
Adicionalmente, puesto que la aleación utilizada en el dispositivo
médico presenta una A_{s} superior o igual a aproximadamente 0ºC,
se reduce la necesidad de enfriar el dispositivo médico hasta
temperaturas inferiores a 0ºC para minimizar el "comportamiento
similar a muelle", facilitando así la carga del dispositivo en
el sistema de administración mejorando el rendimiento del
dispositivo médico tras el procedimiento.
El dispositivo médico puede ser un stent, un
stent recubierto, una aguja, una aguja curvada, grapas óseas, un
filtro de vena cava, una sutura o mecanismo de tipo anclaje. En una
realización a modo de ejemplo, el dispositivo médico es un stent
implantable. Un stent tal como se define en la presente memoria
puede ser un dispositivo implantable o bien sólido, hueco o bien
poroso, que está recubierto con o que encapsula el/los
recubrimiento(s) de fármaco. Puesto que el stent puede ser
hueco, sólido o poroso, el/los recubrimiento(s) de fármaco
puede(n) aplicarse a la superficie exterior, la superficie
interior, ambas superficies del stent, sobre ubicaciones selectivas
en el stent, por ejemplo puede aplicarse un recubrimiento diferente
a los extremos de un stent en comparación con su parte central.
La figura ilustra una forma de realización de un
catéter que presenta un stent implantable. En la figura, el extremo
distal de un catéter 11 que presenta un stent 16 portado dentro del
mismo para su implantación en el organismo de un paciente. El
extremo proximal del catéter 11 está conectado a un mecanismo de
administración adecuado y el catéter 11 es de longitud suficiente
para alcanzar el punto de implantación del stent 16 desde el punto
de introducción en el organismo. El catéter 11 incluye una vaina 10
externa, un tubo central 12 que puede estar formado de un muelle
comprimido, y un tubo interno 14 flexible (por ejemplo, poliamida).
Un stent 16 para su implantación en un paciente se lleva dentro de
la vaina 10 externa. El stent 16 se fabrica generalmente a partir
de un marco 18 de aleación con memoria de forma, que se forma en un
patrón entrecruzado, que puede cortarse por láser. Puede dejarse
destapado uno o ambos extremos del stent 16 tal como se ilustra en
22 y 24 para proporcionar anclaje dentro del vaso en el que va a
implantarse el stent 16.
Generalmente, se fija una punta 26 atraumática
radioopaca a un extremo del tubo interno 14 del catéter. La punta
26 atraumática presenta un extremo redondeado y se inclina
gradualmente para ayudar en el movimiento del catéter a través del
vaso del organismo. La punta 26 atraumática es radioopaca de modo
que puede monitorizarse su ubicación mediante el equipamiento
apropiado durante el procedimiento quirúrgico. El tubo interno 14 es
hueco de modo que aloja un hilo guía, que comúnmente se coloca en
el vaso antes de la inserción del catéter, aunque una sección
interna sólida puede utilizarse sin un hilo guía. El tubo interno 14
presenta suficiente resistencia a los pliegues para ajustarse con
la anatomía vascular sin unión durante la colocación y retirada del
sistema de administración. Además, el tubo interno 14 es de
suficiente tamaño y fuerza para permitir inyecciones de solución
salina sin ruptura.
Se proporciona un elemento 28 generalmente en
forma de cubeta dentro del catéter 11 adyacente al extremo posterior
del stent 16 y se une al extremo del muelle 12 mediante unos medios
apropiados, por ejemplo, el elemento 28 de cubeta puede ser de
plástico en el que el muelle 12 se moldea en su base, o el elemento
28 de cubeta puede ser de acero inoxidable en el que el muelle 12
se fija mediante soldadura o similares. El extremo abierto del
elemento 28 de cubeta sirve para comprimir el extremo 24 del stent
16 con el fin de proporcionar una superficie de contacto segura
entre el stent 16 y el muelle 12. Alternativamente, en lugar de
forma de cubeta, el elemento 28 puede formarse a partir de un disco
simple que presenta una superficie o bien plana o bien ligeramente
cóncava para ponerse en contacto con el extremo 24 del stent 16.
La aleaciones utilizadas en los dispositivos
médicos son preferentemente aleaciones con memoria de forma que
presentan una A_{s} superior o igual a aproximadamente 0ºC. Los
dispositivos médicos pueden ser autoexpansibles o expansibles
térmicamente. Es deseable que un dispositivo médico autoexpansible
presente la A_{s} de la aleación con memoria de forma superior o
igual a aproximadamente 10ºC, preferentemente superior o igual a
aproximadamente 15ºC, preferentemente superior o igual a
aproximadamente 20ºC, y más preferentemente superior o igual a
aproximadamente 23ºC. En otra forma de realización, las aleaciones
con memoria de forma utilizadas en los dispositivos médicos
autoexpansibles presentan una temperatura A_{f} comprendida entre
aproximadamente 25ºC y aproximadamente 37ºC. Dentro de este
intervalo es generalmente deseable presentar una temperatura A_{f}
superior o igual a aproximadamente 28ºC, preferentemente superior o
igual a aproximadamente 30ºC. También es deseable dentro de este
intervalo una temperatura A_{f} inferior o igual a aproximadamente
36ºC, preferentemente inferior o igual a aproximadamente 35ºC.
Si el dispositivo médico es expansible
térmicamente, entonces es preferible que las aleaciones con memoria
de forma presenten una A_{s} superior o igual a aproximadamente
35ºC. Cuando un dispositivo médico es expansible térmicamente tal
como se logra mediante la utilización de una solución salina
caliente, puede ser deseable presentar una temperatura A_{f}
inferior o igual a aproximadamente 50ºC.
Generalmente, es deseable utilizar aleaciones
con memoria de forma que presentan propiedades pseudoelásticas, y
que pueden conformarse para dar formas y geometrías complejas sin la
creación de grietas o fracturas. También es deseable generalmente
utilizar aleaciones con memoria de forma que permiten grandes
deformaciones plásticas durante la fabricación del dispositivo
médico antes de establecer las propiedades pseudoelásticas deseadas
y en las que se desarrollan las propiedades pseudoelásticas después
de la fabricación.
Aleaciones con memoria de forma que pueden
utilizarse en los dispositivos médicos son generalmente aleaciones
de níquel y titanio. Ejemplos adecuados de aleaciones de níquel y
titanio son aleaciones de
níquel-titanio-niobio,
níquel-titanio-cobre,
níquel-titanio-hierro,
níquel-titanio-hafnio,
níquel-titanio-paladio,
níquel-titanio-oro,
níquel-titanio-platino y similares,
y combinaciones que comprenden por lo menos una de las aleaciones de
níquel y titanio anteriores. Aleaciones preferidas son aleaciones
de níquel-titanio y aleaciones de
titanio-níquel-niobio.
Las aleaciones níquel-titanio
que pueden utilizarse en los dispositivos médicos generalmente
comprenden níquel en una cantidad comprendida entre aproximadamente
el 54,5 por ciento en peso (% en peso) y aproximadamente el 57,0%
en peso basándose en la composición total de la aleación. Dentro de
este intervalo generalmente es deseable utilizar una cantidad de
níquel superior o igual a aproximadamente el 54,8, preferentemente
superior o igual a aproximadamente el 55 y más preferentemente
superior o igual a aproximadamente el 55,1% en peso basándose en la
composición total de la aleación. También es deseable dentro de este
intervalo una cantidad de níquel inferior o igual a aproximadamente
el 56,9, preferentemente inferior o igual a aproximadamente el 56,5
y más preferentemente inferior o igual a aproximadamente el 56,0% en
peso, basándose en la composición total de la aleación.
Una composición a título de ejemplo de una
aleación de níquel-titanio que presenta una A_{s}
superior o igual a aproximadamente 0ºC es una que comprende
aproximadamente el 55,5% en peso de níquel (a continuación en la
presente memoria aleación Ti-55,5% en peso de Ni)
basándose en la composición total de la aleación. La aleación
Ti-55,5% en peso de Ni presenta una temperatura
A_{s} en el estado totalmente recocido de aproximadamente 30ºC.
Tras la fabricación en frío y tratamiento con calor para ajuste de
forma, la aleación de Ti-55,5% en peso de Ni
presenta una A_{s} de aproximadamente 10 a aproximadamente 15ºC y
una temperatura de terminación de transformación austenítica
(A_{f}) de aproximadamente 30 a aproximadamente 35ºC.
Otra composición a título de ejemplo de una
aleación de níquel-titanio que presenta una A_{s}
superior o igual a aproximadamente 0ºC es una que comprende
aproximadamente el 55,8% en peso de níquel (a continuación en la
presente memoria aleación de Ti-55,8% en peso de Ni)
basándose en la composición total de la aleación. La aleación de
Ti-55,8% en peso de Ni generalmente presenta una
A_{s} de 0ºC en su estado recién fabricado, y una A_{f}
comprendida entre aproximadamente 15 y aproximadamente 20ºC. Sin
embargo, tras someter la aleación de Ti-55,8% en
peso de Ni a envejecimiento mediante recocido, se aumentan tanto la
A_{s} como la A_{f}. La aleación de Ti-55,8% en
peso de Ni presenta una temperatura A_{s} en el estado totalmente
recocido de aproximadamente -10ºC. Tras las fabricación en frío y
tratamiento con calor para ajuste de forma, la aleación de
Ti-55,8% en peso de Ni presenta una A_{s} de
aproximadamente 0ºC y una temperatura de terminación de
transformación austenítica (A_{f}) de aproximadamente 20ºC.
Las aleaciones de
níquel-titanio-niobio (NiTiNb) que
pueden utilizarse en los dispositivos médicos generalmente
comprenden níquel en una cantidad comprendida entre aproximadamente
el 30 por ciento el peso (% en peso) y aproximadamente el 56% en
peso y niobio en una cantidad comprendida entre aproximadamente el
4% en peso y aproximadamente el 43% en peso, siendo el resto
titanio. Los porcentajes en peso se basan en la composición total
de la aleación. Dentro del intervalo para níquel, generalmente es
deseable utilizar una cantidad superior o igual a aproximadamente
el 35, preferentemente superior o igual a aproximadamente el 40 y
más preferentemente superior o igual a aproximadamente el 47% en
peso, basándose en la composición total de la aleación. También es
deseable dentro de este intervalo una cantidad de níquel inferior o
igual a aproximadamente el 55, preferentemente inferior o igual a
aproximadamente el 50 y más preferentemente inferior o igual a
aproximadamente el 49% en peso, basándose en la composición total
de la aleación. Dentro del intervalo para niobio, generalmente es
deseable utilizar una cantidad superior o igual a aproximadamente el
11, preferentemente superior o igual a aproximadamente el 12 y más
preferentemente superior o igual a aproximadamente el 13% en peso,
basándose en la composición total de la aleación. También es
deseable dentro de este intervalo una cantidad de niobio inferior o
igual a aproximadamente el 25, preferentemente inferior o igual a
aproximadamente el 20 y más preferentemente inferior o igual a
aproximadamente el 16% en peso, basándose en la composición total de
la aleación.
Una composición a título de ejemplo de una
aleación de titanio-níquel-niobio es
una que presenta aproximadamente el 48% en peso de níquel y
aproximadamente el 14% en peso de niobio, basándose en la
composición total de la aleación. La aleación en el estado
totalmente recocido presenta una temperatura A_{s} inferior a la
temperatura del organismo. Sin embargo, cuando se deforma
posteriormente con una cantidad de deformación controlada
apropiadamente a una temperatura criogénica, puede elevarse la
temperatura A_{s} por encima de la temperatura ambiente. La
temperatura criogénica tal como se define en la presente memoria son
temperaturas comprendidas entre aproximadamente -10ºC y
aproximadamente -90ºC. Por tanto, puede fabricarse una aleación de
NiTiNb en su geometría expandida, recocerse y posteriormente
deformarse para manipular la temperatura A_{s} superior a la
ambiente.
Pueden fabricarse los dispositivos médicos a
partir de las aleaciones con memoria de forma mediante una variedad
de procedimientos diferentes. Por ejemplo, puede fabricarse un
dispositivo médico, tal como un stent, a partir de hilos por medio
de conformación en frío y procedimiento de tratamiento con calor
para ajuste de forma o por medio de conformación en caliente a
temperaturas superiores a la temperatura a la que ya no puede
inducirse mecánicamente la transformación martensítica. También
puede fabricarse el stent a partir de tubos de
níquel-titanio mediante corte por láser, grabado
químico u otros medios de corte seguido por tratamiento con calor
para ajuste de forma u otros procedimientos de conformación y
tratamiento con calor. Una vez que la temperatura A_{s} del stent
es superior a la temperatura ambiente, puede recubrirse el stent con
el recubrimiento de fármaco y entonces engancharse en el sistema de
administración a temperatura ambiente. Durante el despliegue del
stent, si la temperatura A_{f} permanece inferior a la
temperatura del organismo, el stent puede autoexpandirse y
desplegarse simplemente retirando la vaina. Sin embargo, si la
temperatura A_{f} es superior a la temperatura del organismo, el
stent necesita desplegarse térmicamente, por ejemplo, purgando
solución salina caliente dentro del globo de expansión.
El recubrimiento de fármaco utilizado para
recubrir el stent puede comprender cualquier resina polimérica que
presenta una temperatura de transición vítrea inferior o igual a
aproximadamente la A_{s}. Generalmente es deseable que la resina
polimérica presente una temperatura de transición vítrea superior o
igual a aproximadamente -100ºC, preferentemente superior o igual a
aproximadamente -50ºC, más preferentemente superior o igual a
aproximadamente 0ºC e incluso más preferentemente alrededor de
aproximadamente 10ºC, dependiendo de la A_{s} de la aleación con
memoria de forma utilizada en el dispositivo médico. En general, la
resina polimérica puede derivarse de un oligómero, polímero,
copolímero de bloque, copolímero injertado, copolímero de bloque de
estrella, dendrímeros, ionómeros adecuados que presentan un peso
molecular promedio en número (M_{n}) de aproximadamente 1.000
gramos por mol (g/mol) a aproximadamente 1.000.000 g/mol. La resina
polimérica puede ser o bien una resina termoplástica, resina
termoendurecible o bien una mezcla de una resina termoplástica con
una resina termoendurecible. Ejemplos adecuados de resinas
termoplásticas incluyen poliacetal, poliacrílica,
estireno-acrilonitrilo,
acrilonitrilo-butadieno-estireno,
policarbonatos, poliestirenos, polietileno, polipropilenos,
poli(tereftalato de etileno), poli(tereftalato de
butileno), poliamidas tales como nailon 6, nailon 6,6, nailon 6,10,
nailon 6,12, nailon 11 o nailon 12, poliamidaimidas,
polibencimidazoles, polibenzoxazoles, polibenzotiazoles,
polioxadiazoles, politiazoles, poliquinoxalinas,
poliimidazopirrolonas, poliarilatos, poliuretanos, olefinas
termoplásticas tales como monómero
etileno-propileno-dieno, caucho de
etileno-propileno, poliarilsulfona, polietersulfona,
poli(sulfuro de fenileno), poli(cloruro de vinilo),
polisulfona, polieterimida, politetrafluoroetileno, etileno
fluorado-propileno, polímero de
perfluoroalcoxilo, policlorotrifluoroetileno, poli(fluoruro
de vinilideno), poli(fluoruro de vinilo), polietercetona,
poli(éter-etercetona),
poli(éter-cetona-cetona) o
similares, o combinaciones que comprenden por lo menos una de las
resinas termoplásticas anteriores.
Ejemplos adecuados de mezclas de resinas
termoplásticas incluyen
acrilonitrilo-butadieno-estireno/nailon,
policarbonato/acrilonitrilo-butadieno-estireno,
acrilonitrilo-butadieno-estireno/poli(cloruro
de vinilo), poli(fenilen-éter)/po-
liestireno, poli(fenilen-éter)/nailon, polisulfona/acrilonitrilo-butadieno-estireno, policarbonato/uretano termoplástico, policarbonato/poli(tereftalato de etileno), policarbonato/poli(tereftalato de butileno), aleaciones de elastómero termoplástico, nailon/elastómeros, poliéster/elastómeros, poli(tereftalato de etileno)/poli(tereftalato de butileno), acetal/elastómero, estireno-anhídrido maleico/acrilonitrilo-butadieno-estireno, poli(éter-etercetona)/polietersulfona, polietileno/nailon, polietileno/poliacetal o similares, o combinaciones que comprenden por lo menos una de las mezclas termoplásticas anteriores. Ejemplos adecuados de materiales termoendurecibles poliméricos incluyen poliuretanos, caucho natural, caucho sintético, resina epoxídica, fenólica, poliésteres, poliamidas, siliconas o similares, o combinaciones que comprenden por lo menos uno de los anteriores.
liestireno, poli(fenilen-éter)/nailon, polisulfona/acrilonitrilo-butadieno-estireno, policarbonato/uretano termoplástico, policarbonato/poli(tereftalato de etileno), policarbonato/poli(tereftalato de butileno), aleaciones de elastómero termoplástico, nailon/elastómeros, poliéster/elastómeros, poli(tereftalato de etileno)/poli(tereftalato de butileno), acetal/elastómero, estireno-anhídrido maleico/acrilonitrilo-butadieno-estireno, poli(éter-etercetona)/polietersulfona, polietileno/nailon, polietileno/poliacetal o similares, o combinaciones que comprenden por lo menos una de las mezclas termoplásticas anteriores. Ejemplos adecuados de materiales termoendurecibles poliméricos incluyen poliuretanos, caucho natural, caucho sintético, resina epoxídica, fenólica, poliésteres, poliamidas, siliconas o similares, o combinaciones que comprenden por lo menos uno de los anteriores.
La resina polimérica generalmente se mezcla con
o encapsula un agente biológicamente activo para formar el
recubrimiento de fármaco, que se utiliza para recubrir el
dispositivo médico. El agente biológicamente activo también puede
estar dispuesto entre capas de polímero para formar el recubrimiento
de fármaco. Entonces se libera gradualmente el agente
biológicamente activo del recubrimiento de fármaco, que simplemente
actúa como vehículo. Cuando se combina físicamente (es decir, no se
une de modo covalente) la resina polimérica con el agente
biológicamente activo, se controla por difusión la liberación del
agente biológicamente activo del recubrimiento de fármaco.
Generalmente, es deseable que el recubrimiento de fármaco comprenda
una cantidad comprendida entre aproximadamente el 5% en peso y
aproximadamente el 90% en peso del agente biológicamente activo
basándose en el peso total del recubrimiento de fármaco. Dentro de
este intervalo, generalmente es deseable presentar el agente
biológicamente activo presente en una cantidad superior o igual a
aproximadamente el 10, preferentemente superior o igual a
aproximadamente el 20 y más preferentemente superior o igual a
aproximadamente el 30% en peso basándose en el peso total del
recubrimiento de fármaco. Dentro de este intervalo generalmente es
deseable presentar el agente biológicamente activo presente en una
cantidad inferior o igual a aproximadamente el 75, preferentemente
inferior o igual a aproximadamente el 70 y más preferentemente
inferior o igual a aproximadamente el 65% en peso basándose en el
peso total del recubrimiento de fármaco. El recubrimiento de fármaco
puede recubrirse opcionalmente con un recubrimiento superficial
adicional si se desea. Cuando se utiliza un recubrimiento
superficial adicional, se controla de modo interfacial la liberación
del agente biológicamente activo.
En otra forma de realización a título de
ejemplo, el agente biológicamente activo puede estar unido de modo
covalente con un polímero biodegradable para formar el recubrimiento
de fármaco. A continuación, se controla la tasa de liberación
mediante la tasa de degradación del polímero biodegradable. Ejemplos
adecuados de polímeros biodegradables son poli(ácido
láctico-glicólico) (PLGA), policaprolactona (PCL),
copolímeros de poli(ácido láctico-glicólico) y
policaprolactona (copolímero PCL-PLGA),
poli(hidroxi-butirato-valerato)
(PHBV), poliortoéster (POE), poli(óxido de etileno)-(tereftalato de
butileno) (PEO-PBTP), copolímero de bloque
poli(ácido
D,L-láctico-p-dioxanona)-polietilenglicol
(PLA-DX-PEG) o similares, o
combinaciones que comprenden por lo menos uno de los polímeros
biodegradables anteriores.
Cuando el recubrimiento de fármaco comprende un
polímero biodegradable, generalmente es deseable que el agente
biológicamente activo esté presente en una cantidad comprendida
entre aproximadamente el 5% en peso y aproximadamente el 90% en
peso basándose en el peso total del recubrimiento de fármaco. Dentro
de este intervalo, generalmente es deseable presentar el agente
biológicamente activo presente en una cantidad superior o igual a
aproximadamente el 10, preferentemente superior o igual a
aproximadamente el 20 y más preferentemente superior o igual a
aproximadamente el 30% en peso basándose en el peso total del
recubrimiento de fármaco. Dentro de este intervalo, también es
deseable generalmente presentar el agente biológicamente activo
presente en una cantidad inferior o igual a aproximadamente el 75,
preferentemente inferior o igual a aproximadamente el 70 y más
preferentemente inferior o igual a aproximadamente el 65% en peso
basándose en el peso total del recubrimiento de fármaco.
Puede recubrirse el recubrimiento de fármaco en
el dispositivo médico de una variedad de maneras. En una forma de
realización, puede disolverse el recubrimiento de fármaco en un
disolvente tal como agua, acetona, alcoholes tales como etanol,
isopropanol, metanol, tolueno, dimetilformamida, dimetilacetamida y
hexano, y recubrirse sobre el dispositivo médico. En otra forma de
realización, puede unirse de modo covalente un monómero con el
agente biológicamente activo y a continuación polimerizarse para
formar el recubrimiento de fármaco, que entonces se aplica sobre el
dispositivo médico. Aún en otra forma de realización, en primer
lugar puede aplicarse la resina polimérica como un recubrimiento
sobre el dispositivo médico, tras lo cual se sumerge el dispositivo
recubierto en el agente biológicamente activo, permitiendo así la
difusión en el recubrimiento para formar el recubrimiento de
fármaco.
También puede ser deseable presentar dos o más
agentes biológicamente activos dispersos en una única capa de
recubrimiento de fármaco. Alternativamente, puede ser deseable
presentar dos o más capas del recubrimiento de fármaco recubiertas
sobre el dispositivo médico. Pueden emplearse diversos
procedimientos de recubrimiento para recubrir el dispositivo médico
tales como recubrimiento por rotación, pintura electrostática,
recubrimiento por inmersión, deposición por plasma o a vacío,
pintura con un pincel y similares, y combinaciones que comprenden
por lo menos uno de los procedimientos de recubrimiento
anteriores.
Pueden utilizarse diversos tipos de agentes
biológicamente activos en el recubrimiento de fármaco, que se
utiliza para recubrir el dispositivo médico. Pueden utilizarse los
recubrimientos sobre el dispositivo médico para administrar agentes
biológicamente activos terapéuticos y farmacéuticos incluyendo
agentes antiproliferativos/antimitóticos incluyendo productos
naturales tales como alcaloides de la vinca (por ejemplo,
vinblastina, vincristina y vinorelbina), paclitaxel,
epidipodofilotoxinas (por ejemplo, etopósido, tenipósido),
antibióticos (por ejemplo, dactinomicina, actinomicina D,
daunorubicina, doxorubicina e idarubicina), antraciclinas,
mitoxantrona, bleomicinas, plicamicina, mitramicina y mitomicina,
enzimas (L-asparaginasa, que metaboliza
sistémicamente L-asparagina y priva las células que
no pueden sintetizar su propia asparagina), agentes antiplaquetarios
tales como inhibidores de G(GP) IIb/IIIa y antagonistas de
receptor de vitronectina, agentes alquilantes
antiproliferativos/antimitóticos tales como mostazas nitrogenadas
(por ejemplo, mecloretamina, ciclofosfamida y análogos, melfalán,
clorambucilo), etileniminas y metilmelaminas (por ejemplo,
hexametilmelamina y tiotepa),
alquilsulfonatos-busulfán, nitrosoureas (por
ejemplo, carmustina (BCNU) y análogos, estreptozocina),
triazenos-dacarbazina (DTIC), antimetabolitos
antiproliferativos/antimitóticos tales como análogos de ácido fólico
(por ejemplo, metotrexato), análogos de pirimidina (por ejemplo,
fluorouracilo, floxuridina, citarabina), análogos de purina e
inhibidores relacionados (por ejemplo, mercaptopurina, tioguanina,
pentostatina y 2-clorodesoxiadenosina {cladribina}),
complejos coordinados de platino (por ejemplo, cisplatino,
carboplatino), procarbazina, hidroxiurea, mitotano,
aminoglutetimida, hormonas (por ejemplo, estrógeno),
anticoagulantes (por ejemplo, heparina, sales de heparina sintéticas
y otros inhibidores de trombina), agentes fibrinoliticos (por
ejemplo, activadores de plasminógeno tisular, estreptocinasa y
urocinasa), aspirina, dipridamol, ticlopidina, clopidogrel,
abciximab, agente antimigratorio, agente antisecretor (por ejemplo,
brefeldina), agente antiinflamatorio tal como esteroides
adrenocorticales (por ejemplo, cortisol, cortisona,
fludrocortisona, prednisona, prednisolona,
6\alpha-metilprednisolona, triamcinolona,
betametasona y dexametasona), agentes no esteroideos (por ejemplo,
derivados de ácido salicílico tales como aspirina, derivados de
para-aminofenol tales como acetaminofén, ácidos
indolacético e indenacético (por ejemplo, indometacina, sulindaco,
etodolaco), ácidos heteroarilacéticos (por ejemplo, tolmetina,
diclofenaco, ketorolaco), ácidos arilpropiónicos (por ejemplo,
ibuprofeno y derivados), ácidos antranílicos (por ejemplo, ácido
mefenámico, ácido meclofenámico), ácidos enólicos (por ejemplo,
piroxicam, tenoxicam, fenilbutazona, oxifentatrazona), nabumetona,
compuestos de oro (por ejemplo, auranofina, aurotioglucosa,
tiomalato sódico de oro), inmunosupresores (por ejemplo,
ciclosporina, tacrolimús (FK-506), sirolimús (por
ejemplo, rapamicina, azatioprina, micofenolato mofetilo), agentes
angiogénicos tales como factor de crecimiento endotelial vascular
(VEGF), factor de crecimiento del fibroblastos (FGF), bloqueadores
de receptor de la angiotensina, donadores de óxido nítrico,
oligonucleótidos antisentido y combinaciones de los mismos,
inhibidores del ciclo celular, inhibidores de mTOR e inhibidores de
cinasa de transducción de señal de receptor de factor de
crecimiento, retinoides, inhibidores de ciclina/CDK, inhibidores de
HMG co-enzima reductasa (estatinas), inhibidores de
proteasa.
En una forma de realización, un dispositivo
médico preferido fabricado a partir de una aleación que presenta
una temperatura de transformación martensítica inversa A_{s}
superior o igual a aproximadamente 10ºC y recubierto con el
recubrimiento de fármaco es un stent. Haciendo referencia a
continuación a la figura, con el fin de desplegar el stent 16
dentro de un vaso del organismo durante un procedimiento quirúrgico,
se introduce el catéter 11 dentro del vaso designado por medio de
un introductor colocado en la piel del paciente. Puede haberse
introducido anteriormente un hilo guía en el vaso en cuyo caso se
introduce el catéter 11 haciendo pasar la punta 26 a lo largo del
extremo del hilo guía en el exterior del paciente y moviendo el
catéter 11 a lo largo de la trayectoria dentro del vaso, que se ha
establecido mediante el hilo guía.
Se sigue la pista de la posición del catéter 11
monitorizando la punta 26 por medio de un fluoroscopio. Cuando el
catéter 11 está en la ubicación deseada, es decir, cuando el stent
16 está posicionado en la ubicación en la que va a implantarse, se
detiene el movimiento del catéter 11. A continuación, debe retirarse
el catéter 11, dejando el stent 16 en su sitio en la ubicación
deseada dentro del vaso. Esto se logra retrayendo inicialmente la
vaina 10 externa, es decir, hacia la izquierda en la figura, hasta
que ya no cubre el stent 16. Se mantiene el muelle 12 en una
posición fija y junto con el elemento 28 de cubeta, sirve para
mantener el stent 16 en su posición deseada durante la retracción
de la vaina 10 externa. Después de retraer la vaina 10 externa de
modo que ya no cubre el stent 16 y expandirse el stent 16, puede
tirarse la punta 26 hacia atrás a través del stent 16 hasta que la
punta 26 hace tope con la vaina 10 externa. Tal como se ilustra, el
diámetro de la punta 26 es ligeramente superior al diámetro interno
del stent 16 cuando está dentro de la vaina 10 externa. El stent 16
se expandirá a medida que se calienta hasta la temperatura del
organismo como resultado de sus características de retención de
memoria. A continuación, se tira de la punta 26 a través del centro
del stent 16 después que el stent 16 se ha expandido tras la
retirada de la vaina 10. Una vez que se ha tirado la punta 26 hacia
atrás contra la vaina 10 externa, puede retirarse el catéter 11 del
vaso del paciente. Este procedimiento de retracción garantiza que
la punta 26 no se queda atrapada sobre o incrustada en cualquier
vaso del organismo cuando se está tirando hacia fuera del
paciente.
Se mantiene el muelle 12 de tubo estacionario
durante la retirada de la vaina 10 externa y sirve para mantener el
stent 16 en su ubicación deseada. El muelle 12 de tubo está muy bien
adaptado para esta tarea puesto que presenta compresión
extremamente baja en una dirección longitudinal una vez que está
totalmente comprimido. También está muy bien adaptado para la
introducción del catéter 11 dentro del vaso del organismo, puesto
que es extremamente flexible. Alternativamente, pueden emplearse
otros materiales, tales como diversos materiales plásticos, como el
tubo 12 central, siempre que la compresión sea baja para mantener la
colocación del stent y se proporcione la flexibilidad necesaria
para moverse a través del vaso. Con el fin de desplegar
apropiadamente el stent 16, deber retraerse suavemente la vaina 10
externa mientras que el muelle 12 de tubo mantiene su posición.
Los dispositivos médicos fabricados a partir de
aleaciones con memoria de forma que presentan una temperatura de
transformación martensítica inversa A_{s} superior o igual a
aproximadamente 0ºC ofrecen numerosas ventajas con respecto a
dispositivos fabricados a partir de aleaciones que presentan
temperaturas A_{s} inferiores. Debido a las temperaturas A_{s}
y A_{f} elevadas de las aleaciones utilizadas en la fabricación
del dispositivo médico, se aumenta la eficacia del agente
biológicamente activo y además puede mantenerse un mayor control
sobre la liberación. La utilización de dispositivos médicos que
presentan temperaturas de transformación martensítica inversa
superiores permite la utilización de recubrimientos de elución de
fármaco superiores que pueden presentar ventajosamente múltiples
propiedades útiles tales como biocompatibilidad, adhesión mejorada
al stent, una adhesión mínima al sistema de administración,
flexibilidad e integridad suficientes durante el despliegue in
vivo, así como buena estabilidad frente a procedimientos de
esterilización que se someten durante la vida útil de
almacenamiento. Por ejemplo, un stent autoexpansible fabricado a
partir de una aleación con memoria de forma que presenta una
temperatura de transformación martensítica inversa superior o igual
a aproximadamente 10ºC, es ideal para el recubrimiento de fármaco
que presenta una temperatura de transición vítrea superior o igual
a aproximadamente 10ºC. Por tanto, el stent recubierto puede
deformarse y permanecer en su configuración deformada a 10ºC cuando
el polímero o el recubrimiento de fármaco polimerizado permanece
flexible y dúctil sin inducir grietas, fracturas o deslaminación.
También puede cargarse el stent recubierto en el catéter de
administración en la temperatura de deformación de 10ºC sin la
resistencia de la recuperación de forma. Por tanto, puede cargarse
libre el stent en el sistema de administración sin los riesgos de
deformar el recubrimiento en su estado frágil. La carga libre
también evita el posible riesgo de raspar el recubrimiento contra la
cubierta o vaina, que se utiliza generalmente para limitar un stent
autoexpansible durante las fases almacenamiento, transporte y
administración.
Los siguientes ejemplos, que se pretende que
sean a título de ejemplo, no limitativos, ilustran los
procedimientos de fabricación para algunas de las diversas
realizaciones de los dispositivos médicos preparados a partir de
las aleaciones con memoria de forma descritas en la presente
memoria.
Se emprendió el siguiente ejemplo para demostrar
las propiedades pseudoelásticas y superelásticas de una aleación
con memoria de forma de Ti-55,5% en peso de Ni. La
aleación comprende el 55,5% en peso de níquel, siendo el resto
titanio. La A_{s} de la aleación es de 30ºC. Se fabricó la
aleación mediante fusión por inducción a vacío, seguido por
refusión por arco a vacío secundaria. Se forjó en caliente el
lingote, se laminó en caliente y finalmente se estiró en frío para
dar hilos de diversos diámetros en el intervalo comprendido entre
aproximadamente 0,4 y aproximadamente 5 mm. El recocido entre
pasadas en el laminador entre reducciones en frío se llevó a cabo a
800ºC en un horno de aire para hilos que presentan un diámetro
superior a 2,0 mm o mediante recocido estirado en caliente bajo
atmósfera inerte para diámetros más pequeños. Se determinaron las
propiedades de tracción utilizando una máquina para prueba de
material de Instron modelo 5565 equipada con un extensómetro de
12,5 mm de longitud calibrada. Se realizaron las pruebas de tracción
a temperaturas de 10ºC y 37ºC y los resultados se muestran en las
figuras 2 y 3 respectivamente. La figura 2 muestra los resultados de
una prueba de tracción realizada a 10ºC, a partir de la cual puede
observarse que la aleación, tras someterse a una deformación de
aproximadamente el 6%, sólo recupera aproximadamente el 2% del
cambio en longitud. Sin embargo a 37ºC, el material muestra un
comportamiento pseudoelástico retornando a su longitud original.
Claims (22)
1. Dispositivo médico que comprende:
una aleación con memoria de forma que presenta
una temperatura de inicio de transformación martensítica inversa
superior o igual a aproximadamente 0ºC; y
un recubrimiento de fármaco que comprende una
resina polimérica y uno o más agentes biológicamente activos.
2. Dispositivo médico según la reivindicación 1,
en el que la aleación con memoria de forma presenta una temperatura
de inicio de transformación martensítica inversa (A_{s})
comprendida entre aproximadamente 10ºC y aproximadamente 15ºC.
3. Dispositivo médico según la reivindicación 1,
en el que la aleación con memoria de forma presenta una temperatura
de inicio de transformación martensítica inversa (A_{s}) superior
o igual a aproximadamente 20ºC.
4. Dispositivo médico según la reivindicación 1,
en el que la aleación con memoria de forma presenta una temperatura
de terminación de transformación (A_{f}) comprendida entre
aproximadamente 25ºC y aproximadamente 50ºC.
5. Dispositivo médico según la reivindicación 1,
en el que la aleación con memoria de forma es una aleación a base
de níquel-titanio.
6. Dispositivo médico según la reivindicación 5,
en el que la aleación a base de níquel-titanio es
una aleación de
níquel-titanio-niobio que comprende
entre aproximadamente el 30 y el 56% en peso de níquel, entre
aproximadamente el 4% en peso y aproximadamente el 43% en peso de
niobio, siendo el resto titanio y en el que los porcentajes en peso
se basan en la composición total de la aleación.
7. Dispositivo médico según la reivindicación 1,
en el que la resina polimérica presenta una temperatura de
transición vítrea inferior o igual a una temperatura de inicio de
transformación martensítica inversa (A_{s}) de la aleación con
memoria de forma.
8. Dispositivo médico según la reivindicación 1,
en el que el recubrimiento de fármaco comprende una cantidad
comprendida entre aproximadamente el 5 por ciento en peso y
aproximadamente el 90 por ciento en peso del agente biológicamente
activo basándose en el peso total del recubrimiento de fármaco.
9. Dispositivo médico según la reivindicación 1,
en el que los agentes biológicamente activos están copolimerizados
con la resina polimérica.
10. Dispositivo médico según la reivindicación
1, en el que los agentes biológicamente activos están dispersos
dentro de la resina polimérica.
11. Dispositivo médico según la reivindicación
1, en el que los agentes biológicamente activos están encapsulados
entre las capas de resinas poliméricas.
12. Dispositivo médico según la reivindicación
1, en el que la resina polimérica es un polímero biodegradable que
presenta diferentes tasas de biodegradabilidad con el fin de
controlar la liberación de fármacos a diversas tasas y tiempos o
para liberar múltiples fármacos con diferentes comportamientos
farmacéuticos.
13. Dispositivo médico según la reivindicación
12, en el que el polímero biodegradable es un poli(ácido
láctico-glicólico), policaprolactona, copolímero de
poli(ácido láctico-glicólico) y policaprolactona,
poli(hidroxi-butirato-valerato),
poliortoéster, poli(óxido de etileno-tereftalato de
butileno), copolímero de bloque de poli(ácido
D,L-láctico-p-dioxanona)-polietilenglicol
o una combinación que comprende por lo menos uno de los polímeros
biodegradables anteriores.
14. Dispositivo médico según la reivindicación
1, en el que el dispositivo es un dispositivo implantable.
15. Dispositivo médico según la reivindicación
14, en el que el dispositivo implantable es un stent, grapa ósea,
un filtro de vena cava, una sutura o mecanismo similar de tipo
anclaje.
16. Procedimiento de fabricación de un stent que
comprende:
conformar en frío una aleación con memoria de
forma a partir de un hilo;
tratar con calor la aleación con memoria con una
forma conformada en frío a una temperatura superior a la que puede
producirse una transformación martensítica; y
recubrir el stent con un recubrimiento de
fármaco que comprende un agente biológicamente activo.
17. Procedimiento según la reivindicación 16, en
el que la aleación con memoria de forma presenta una temperatura de
inicio de transformación martensítica inversa (A_{s}) superior o
igual a aproximadamente 0ºC.
18. Procedimiento según la reivindicación 16, en
el que la aleación con memoria de forma presenta una temperatura de
terminación de transformación (A_{f}) comprendida entre
aproximadamente 25ºC y aproximadamente 50ºC.
19. Procedimiento según la reivindicación 16, en
el que la aleación con memoria de forma es una aleación a base de
níquel-titanio.
20. Procedimiento según la reivindicación 16, en
el que el recubrimiento de fármaco comprende asimismo una resina
polimérica que presenta una temperatura de transición vítrea
superior o igual a aproximadamente -180ºC y en el que la resina
polimérica es una resina termoplástica, resina termoendurecible o
una mezcla de una resina termoplástica con una resina
termoendurecible.
21. Procedimiento según la reivindicación 20, en
el que la resina polimérica es biodegradable.
22. Procedimiento de fabricación de un stent que
comprende:
cortar por láser o grabar químicamente una
aleación de níquel-titanio que presenta
aproximadamente el 55,5 por ciento en peso de níquel o una aleación
de níquel-titanio-niobio que
presenta aproximadamente el 48 por ciento en peso de níquel y
aproximadamente el 14 por ciento en peso de niobio a partir de un
tubo, en el que los porcentajes en peso se basan en el peso total
de la composición;
tratar por calor la aleación a una temperatura
superior a la que puede producirse una transformación martensítica;
y
recubrir la aleación con un recubrimiento de
fármaco que comprende un agente biológicamente activo.
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