DE602004008105T2

DE602004008105T2 - 42-o-alkoxyalkylrapamycinderivate und diese enthaltende zusammensetzungen

Info

Publication number: DE602004008105T2
Application number: DE602004008105T
Authority: DE
Inventors: Ronald E. La Jolla BETTS; Douglas R. Del Mar SAVAGE; John E. Rancho Santa Margarita SHULZE
Original assignee: Sun Biomedical Ltd
Current assignee: Biosensors International Group Ltd
Priority date: 2003-11-12
Filing date: 2004-11-12
Publication date: 2008-04-30
Anticipated expiration: 2024-11-13
Also published as: HK1097828A1; EP1689754A1; ATE369372T1; ES2516692T3; US7220755B2; EP1852437A3; WO2005047295A1; EP1852437A2; DE602004008105D1; EP1852437B1; US20050101624A1; EP1689754B1; US20050131008A1

Description

Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft 42-O-Alkoxyalkylderivate von Rapamycin und Zusammensetzungen, die 42-O-Alkoxyalkylrapamycinderivate umfassen.
Hintergrund der Erfindung
Rapamycin ist eine makrocyclische Trienverbindung, die zuerst aus einem Streptomyceten (Streptomyces hygroscopicus) extrahiert wurde, der aus einer Bodenprobe der Osterinseln isoliert wurde (Vezina et al., J. Antibiot. 28:721 (1975); US-Patente Nr. 3 929 992 , 3 993 749 ). Rapamycin hat die in Formel I gezeigte Struktur:
Nachdem es ursprünglich zur Verwendung als Antipilzmittel beschrieben ( US-Patent Nr. 3 929 992 ) wurde, wurde nachfolgend gefunden, daß es ein wirksames Mittel gegen andere Konditionen und Störungen, einschließlich der Behandlung von Krebs und Tumoren ( US-Patent Nr. 4 885 171 ) ist, der Verhinderung von experimentellen Immunopathien (experimentelle allergische Encephalitis und adjuvante Arthritis; Martel, R., Can. J. Physiol., 55:48 (1977)), der Inhibierung von Transplantationsabstoßungen ( US-Patent Nr. 5 100 899 ) und der Inhibierung der Proliferation von glatten Muskelzellen (Morris, R., J. Heart Lung Transplant, 11 (pt. 2) (1992)) verwendet wird.
Die Numerierungsübereinkunft für Rapamycin wurden kürzlich geändert und unter der revidierten Nomenklatur der Chemical Abstracts, wurde das, was ehemals Position 40 war jetzt Position 42 und was ehemals Position 28 war jetzt Position 31.
Der Nutzen der Verbindung als pharmazeutische Droge wurde aufgrund ihrer sehr geringen und variablen Bioverfügbarkeit und ihrer hohen Toxizität beschränkt. Auch ist Rapamycin nur sehr wenig in Wasser löslich, d.h., 20 Mikrogramm per Milliliter, was es schwierig macht, es in stabile Verbindungen zu formulieren, die für die in vivo Abgabe geeignet sind. Um diese Probleme zu überwinden, wurden Vorstufen und Derivate dieser Verbindung synthetisiert. Wasserlösliche Vorstufen, die durch Derivatisierung der Positionen 31 und 42 (ehemalige Positionen 28 und 40) der Rapamycinstruktur hergestellt wurden, um Glycinat-, Propionat- und Pyrrolidinbutyrat-Vorstufen zu bilden, sind beschrieben worden ( US-Patent Nr. 4 650 803 ). Die vielen Derivate des Rapamycin, die im Stand der Technik beschrieben wurden, schließen Monoacyl- und Diacylderivate ( US-Patent Nr. 4 316 885 ), Acetalderivate ( US-Patent Nr. 5 151 413 ), Silylether ( US-Patent Nr. 5 120 842 ), Hydroxyester ( US-Patent Nr. 5 362 718 ), ebenso wie Alkyl-, Aryl-, Alkenyl- und Alkinylderivate ( US-Patente Nr. 5 665 722 , 5 258 389 , 6 384 046 ; WO 97/35575 ) ein.
Einer der Mängel von vielen dieser Vorstufen und Derivate des Rapamycin ist die komplizierte Synthese, die die Herstellung der Vorstufen oder des Derivats einschließt, wo zusätzliche synthetische Schritte benötigt werden, um bestimmte Positionen zu schützen und um den Schutz zu entfernen. Ebenso muß bei der Gestaltung der Vorstufen und Derivate darauf geachtet werden, die Aktivität der Verbindung zu bewahren und Positionen nicht sterisch zu behindern, die für die Proteinbindung oder andere zelluläre Wechselwirkungen notwendig sind. Derivate mit einer kurzen gesamten Kettenlänge und/oder gesamten sterischen Masse (Volumen) in dem chemischen Anteil, der an die Verbindung angelagert wird, werden weniger wahrscheinlich eine sterische Behinderung der Bindungsstellen produzieren. Es sollte erwünscht sein, ein Derivat zu entwerfen, das eine kürzere Kettenlänge oder eine kleinere Größe des angelagerten Anteils aufweist.
Einer der neuen therapeutischen Verwendungen von Rapamycin und seiner Derivate ist die Behandlung von Restenose. Restenose nach perkutaner transluminaler Koronarangioplastie (PTCA) bleibt eine ihrer Haupteinschränkungen (Hamon, M. et al., Drug Therapy, 4:291-301 (1998)). Das Auftreten von Restenose nach anfänglicher PTCA liegt trotz anfänglicher Erfolge zwischen 30 und 50% (Bauters, C. et al., Am. Coll. Cardiol., 20:845-848 (1992); Bauters, C. et al., Eur. Heart J., 16:33-58 (1995)). Für Restenose nach PTCA wird angenommen, daß sie ein Zweikomponentenprozeß von sowohl intimaler Hyperplasie und vaskulärer Umgestaltung ist, der erstere geschieht anfänglich, das letztere kommt später in dem Prozeß vor (Hofmann, R. et al., Circulation, 94:1247-1254 (1996); Oesterle, S. et al., Am. Heart J., 136:578-599 (1998)).
Eine Strategie, Restenose auszuschließen oder zu reduzieren, ist, den Prozesses der vaskulären Umgestaltung einzuschränken. Dies kann durch die Plazierung eines Stents in dem Lumen des Gefäßes nach PTCA durchgeführt werden. Koronarstents sind kleine metallische tubuläre Implantate, die verbreitet verwendet werden, um akuten Verschluß oder Kollaps der Gefäße nach Angioplastie zu verhindern. Gegenwärtig werden 70 bis 80% aller interventionellen Fälle routinemäßig eingesetzt.
In vielen Fällen geht diese Strategie auf, dennoch ist das Problem der Restenose noch nicht vollständig verstanden oder überwunden worden (Hamon, M. et al., Drug Therapy, 4:291-301 (1998); Oesterle, S. et al., Am. Heart J., 136:578-599 (1998)). Die Verletzung, die durch Angioplastie und Stenteinsatz verursacht wird, führt oft zu einer exzessiven Heilungsreaktion, einschließlich Thrombose und schneller Zellproliferation innerhalb des Stents, was möglicherweise zu einem Verschluß des vaskulären Kanals führt. Es bleibt der Bedarf, die eventuelle Wiederverengung des Lumens innerhalb des Stents (d.h. Restenose) nach Angioplastie und Stenteinsatz erfahrungsgemäß bei vielen Patienten zu beheben.
Die US 5 151 413 offenbart Derivate von Rapamycin, bei denen die Hydroxylgruppe an Position 31 und/oder 42 mit acetalbildenden Reagentien reagiert, um zum Beispiel ein -C(CH₃)₂OCH₃-Derivat zu bilden.
Die US 5 378 836 offenbart Oxim- und Hydrazonderivate des Rapamycin und als eine Zwischenverbindung, 42-O-(1-Ethoxyethyl)-rapamycin.
Die WO 95/16691 A betrifft Dimethoxy-Derivate des Rapamycins und offenbart 42-O-(2-Methoxyethyl)-rapamycin als eine Zwischenverbindung.
Die WO 03/090684 A bezieht sich auf eine Polymerverbindung zur Freisetzung eines 42-O-Hydroxy(C_7-11)alkyl-rapamycin-Derivats.
Die US 5 985 890 offenbart 32(S)-Dihydro-rapamycin- und 32-Deoxorapamycin-Derivate, einschließlich Derivate, die an der 42-O-Position eine Alkoxyalkylsubstiution aufweisen.
Zusammenfassung der Erfindung
Demgemäß ist ein Ziel der Erfindung, eine Verbindung zur Behandlung von Konditionen, die auf die Behandlung mit Rapamycin reagieren, bereitzustellen. Insbesondere ist es ein Ziel der Erfindung, ein etherähnliches Derivat des Rapamycins bereitzustellen, daß immunsuppressive, Antipilz-, Anti-Tumor- und/oder Antientzündungs-Aktivität in vivo aufweist und deshalb bei der Behandlung von Transplantationsabstoßung, infektiösen Erkrankungen, Autoimmunerkrankungen und Konditionen, die durch exzessive Zellproliferation charakterisiert sind, nützlich sind.
Es ist ein weiteres Ziel der Erfindung, eine Zusammensetzung bereitzustellen, die ein 42-O-Alkoxyalkyl-Derivat des Rapamycins umfaßt.
Es ist ein anderes Ziel der Erfindung, Derivate des Rapamycins bereitzustellen, die leichter synthetisch in Bezug auf die anderen Rapamycinderivate hergestellt werden.
Es ist ein noch weiteres Ziel der Erfindung, einen Stent bereitzustellen, der in der Lage ist, 42-O-Alkoxyalkylderivate des Rapamycins zu eluieren. In einem Aspekt schließt die Erfindung eine Verbindung der Form
ein, wobei R (CH₂)₂-O-CH₂CH₃ ist.
In einem weiteren Aspekt schließt die Erfindung eine Zusammensetzung ein, die eine oben beschriebene Verbindung umfaßt, zusammen mit einem Träger. In verschiedenen Ausführungsformen ist der Träger ein pharmazeutisches Präparat, das die Form einer Salbe oder eines Gels hat, Polymermikropartikel oder ein pharmazeutisches Präparat, das die Form einer Flüssigkeit hat.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist der Träger ein Stent. Der Stent kann aus Metall oder einem Polymer, einschließlich eines biologisch abbaubaren Polymers, besteht. Wenn der Träger ein Stent ist, kann in einer Ausführungsform die Arzneimittelverbindung direkt auf der Oberfläche des Stents vorhanden sein. Alternativ kann die Verbindung in einer Polymerschicht, die in Kontakt mit dem Stent ist, vorhanden sein.
In einem weiteren Aspekt schließt die Erfindung einen Stent zur Verwendung zur Behandlung von Restenose ein. Der Stent besteht aus einem dehnbaren Stentkörper und auf dem Stentkörper zur Abgabe in einer kontrollierten Rate daraus ist eine Verbindung mit der oben gegebenen Form vorhanden. Der Stentkörper kann aus Metall oder einem Polymer, einschließlich einem biologisch abbaubaren Polymer, bestehen.
In einer Ausführungsform schließt der Stent außerdem eine Polymerschicht ein, die in Kontakt mit dem Stentkörper ist und die Verbindung ist, in die Polymerschicht inkorporiert. Die Polymerschicht kann aus einem biologisch abbaubaren Polymer oder einem nicht biologisch-abbaubaren Polymer bestehen.
In einer anderen Ausführungsform schließt der Stent eine Polymerunterschicht zwischen dem Stentkörper und der Verbindung oder Polymerschicht ein.
In einer weiteren Ausführungsform ist die Oberfläche des Stentkörpers behandelt, um die Adhäsion der Arzneimittelverbindung, verglichen mit einer Stentoberfläche, die nicht behandelt ist, zu verstärken. Zum Beispiel ist in einer Ausführungsform die Stentoberfläche mit einer Salpetersäurelösung behandelt. In einer alternativen Ausführungsform ist die Stentoberfläche mit einem Verfahren ausgewählt aus Sandstrahlen, Ätzen mit einem Laser oder chemischem Ätzen behandelt.
In einer anderen Ausführungsform wird die Verbindung auf die Stentoberfläche aus einer Lösung der Verbindung in einem organischen Lösungsmittel appliziert.
Der Stent kann auch eine Membran einschließen, die über der Verbindung angebracht ist, um die biologische Verfügbarkeit der Verbindung zu kontrollieren. Zum Beispiel ist eine Membran, die aus einem Polymermaterial gebildet und über dem arzneimittelbeschichteten Stent plaziert ist, verwendet, um die Abgaberate der Verbindung zu kontrollieren.
In einer weiteren Ausführungsform schließt der Stent eine Polymerunterlage in Kontakt mit der Stentoberfläche ein und die Verbindung/Polymerfilm ist in Kontakt mit der Polymerunterlage. Das heißt, daß die Unterlage zwischen dem Stentkörper und der arzneimittelbeladenen Polymerunterlage angeordnet ist. Beispielhafte Polymerunterlagen sind Polytetrafluorethylen (Teflon) oder Poly(dichlor-para-xylylen) (Parylen).
In einer Ausführungsform wird die Verbindung auf den Stentkörper in Form einer Lösung der Verbindung in einem organischen Lösungsmittel appliziert. Die Lösung wird dem Stent durch eine Technik ausgewählt aus Aufstreichen, Sprühen, Eintauchen und Auftragen appliziert. In einer bevorzugten Ausführungsform wird die Applikation der Verbindung so durchgeführt, daß eine glasige Schicht der Verbindung auf der Stentoberfläche gebildet wird. Lösungen, die etwa 2 bis 60 Gewichts-% der Verbindung umfassen, der Rest ist Lösungsmittel, sind bevorzugt.
In noch einem anderen Aspekt schließt die Erfindung die Verwendung einer Verbindung, die die oben beschriebene Form aufweist, für die Herstellung eines Medikaments zur Behandlung von Konditionen, ausgewählt aus der Gruppe Restenose, Wundheilung, vaskuläre Verwundung, vaskuläre Entzündung und Transplantationsabstoßung, ein.
In einem weiteren Aspekt schließt die Erfindung ein Verfahren zur Behandlung von Restenose, umfassend die Bereitstellung eines wie oben beschriebenen Stents, ein.
Diese und andere Aufgaben und Merkmale der Erfindung werden vollständiger verstanden, wenn die folgende detaillierte Beschreibung der Erfindung in Verbindung mit den beigefügten Abbildungen gelesen wird.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 zeigt ein charakteristisches MS-Fragmentierungsmuster eines 42-O-Alkoxyalkylrapamycinsderivats, 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin;
2 zeigt einen Plot, der die Zellproliferation von humanen glatten Muskelzellen in vitro zeigt, die als Prozentzahl des Wachstums gegenüber den Kontrollzellen als eine Funktion der molaren Arzneimittelkonzentration des 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin (Quadrate), Rapamycin (Dreiecke, Kreise) und 42-O-(Hydroxyheptyl)rapamycin (Rauten) ausgedrückt wird;
3A–3C veranschaulichen einen vaskulären Stent mit einem Metallfaden-Körper und der in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gebildet ist, wobei der Stent in seinem zusammengezogenen (3A) und ausgedehnten (3B, 3C) Zustand in einer Seitenansicht (3B) und Querschnittsansicht (3C) gezeigt wird;
4 zeigt die in vitro Freisetzungsrate eines Arzneimittels, in μg, in einem Ethanol-Wasser-Freisetzungsmedium als eine Funktion der Zeit, in Stunden, von sechs Stents, von denen jeder eine Poly-dl-Lacticsäureschicht, die mit 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin angereichert ist, aufweist;
5A–5I zeigen computererzeugte Photomikrographien von histologischen Schnitten von einem Schwein, dem drei 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluierende Stents implantiert wurden, die Stents waren in der linken vorderen absteigenden Arterie (5A–5C), der linken gebogenen Arterie (5D–5F) und der rechten Koronararterie (5G–5I) plaziert;
6A–6I zeigen computererzeugte Photomikrographien von histologischen Schnitten von einem Schwein, dem drei 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluierende Stents implantiert wurden, die Stents waren in der linken vorderen absteigenden Arterie (6A–6C), der linken gebogenen Arterie (6D–6F) und der rechten Koronararterie (6G–6I) plaziert;
7A–7C zeigen die rechte Koronararterie eines Kontrolltieres 30 Tage nach der Implantation eines blanken Metallstents, wobei 7A eine Abbildung eines Stents an der Stelle in der Arterie und 7B–7C Querschnittsansichten des Stents in zwei verschiedenen Vergrößerungen zeigen;
8A–8C zeigt die linke vordere absteigende Arterie eines Kontrolltieres 30 Tage nach der Implantation eines blanken Metallstents, wobei 8A eine Abbildung eines Stents an der Stelle in der Arterie und 8B–8C Querschnittsansichten des Stents in zwei verschiedenen Vergrößerungen zeigen;
9A–9C zeigt die linke gebogene Arterie eines Kontrolltieres 30 Tage nach der Implantation eines blanken Metallstents, wobei 9A eine Abbildung eines Stents an der Stelle in der Arterie und 9B–9C Querschnittsansichten des Stents in zwei verschiedenen Vergrößerungen zeigen;
10 ist ein Plot eines Late Loss, in mm, als eine Funktion der Verletzungsscore 30 Tage nach Implantation in Gefäßen eines Schweines für einen 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluierenden Stent (durchgezogene Linie), für einen 42-O-Hydroxyheptylrapamycin eluierenden Stent (gestrichelte Linie) und einen Kontroll-(reines Metall)-Stents (gepunktete Linie); und
11 ist ein Plot eines Late Loss, in mm, als eine Funktion der Verletzungsscore 30 Tage nach Implantation in Gefäßen eines Schweines für einen 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluierenden Stent (durchgezogene Linie), für einen 42-O-Hydroxyheptylrapamycin (d.h. Everolimus) eluierenden Stent (gestrichelte Linie) und einen Kontroll-(reines Metall)-Stent (gepunktete Linie).
12 zeigt einen Graph der Häufigkeit von Restenosen mit zunehmender Stentlänge. Die Daten wurden aus dem Sirius-Versuch für den Sirolimus-eluierenden Stent erhalten, wie 2002 bei den Trans Catheder Therapeutic Sessions in Washington DC berichtet wurde.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
I. Definitionen
"Rapamycin", wie hier verwendet, bezeichnet eine Verbindung der Struktur:
Diese Verbindung ist im Stand der Technik auch als "Sirolimus" bekannt.
Ein "42-O-Alkoxyalkylrapamycinderivat" betrifft eine Verbindung, bei der die Hydroxylgruppe am Kohlenstoff 42 in der Rapamycin-Verbindung mit einem Rest der Form (CH₂)_n-O-(CH₂)_mH modifiziert ist, wobei n gleich zwei (2) oder mehr ist und m gleich eins (1) oder mehr ist. Kürzlich wurde die Numerierungsübereinkunft für Rapamycin geändert und unter der überarbeiteten Chemical Abstracts Nomenklatur, wurde die ehemaligen Position 40 nun die Position 42.
"Everolimus" bezeichnet eine Verbindung der Struktur:
wobei R CH₂CH₂OH(Hydroxyethyl) ist.
Die Verbindung, die hier mit "42-O-Hydroxyheptylrapamycin" bezeichnet ist, bezieht sich auf eine Struktur, die für Everolimus gezeigt ist, wobei die Gruppe R in der Form von (CH₂)₇OH vorliegt.
Eine "wirksame Menge" oder eine "effektive Menge" bezeichnet eine Dosierung, die ausreichend ist für die Behandlung einer Dtörung oder einer Krankheit, die zu behandeln sind. Diese hängt ab von dem Patienten, der Erkrankung und der durchzuführenden Behandlung, wird aber schließlich von klinischen Markern bestimmt, die für die betreffende Störung oder Erkrankung spezifisch sind. Zum Beispiel liefert eine Querschnittsflächenmessung des Zell-(d.h. Gewebe)-Wachstums innerhalb eines Stents nach Implantation und Verletzung der Gefäßwand durch Überdehnung des Stents mit einem Ballonkatheter einen klinischen Marker für Restenose. Eine Reduzierung oder Stabilisierung des Gewebevolumens nach Anwendung einer Dosierung eines aktiven Arzneimittels an einer Tumorstelle liefert einen klinischen Marker für Tumorbehandlung. Ein klinischer Marker im Hinblick auf Organtransplantat oder vaskuläre Implantchirurgie sollte die Beobachtung der Organfunktion oder der kontinuierlichen Durchlässigkeit (d.h. das Freisein von Wiederverschließung oder Wiederverengung) von transplantierten Allotransplantaten sein. Für Hautwunden sollte ein klinischer Marker sein, daß eine Änderung der Entzündungsmarker wie Röte, Pilzbildung oder Fibrose beobachtet wird. Für eine vergrößerte Prostata sollte ein klinischer Marker, die Beobachtung der Reduktion des Wiedervorkommens einer Ureterblockade sein.
II. 42-O-Alkoxyalkyl-Rapamycin-Derivatverbindungen In einem Aspekt stellt die Erfindung ein Rapamycin-Derivat, insbesondere ein 42-O-(Alkoxyalkyl)-Rapamycin-Derivat der Form:
bereit, wobei R (CH₂)₂-O-CH₂CH₃, d.h. eine Gruppe der Formel R^a-O-R^b, wobei R^a eine C₂-Alkylengruppe und R^b eine C₂-Alkylgruppe ist. Wie hier verwendet, betrifft "Alkylen" eine zweiwertige Alkylgruppe, z.B. -CH₂CH₂-(Ethylen). Daher kann R dargestellt werden durch -(CH₂)_n-O-(CH₂)_mH, wobei n 2 ist und m 2 ist.
Die Verbindung der vorliegenden Erfindung ist daher 42-O-(Ethoxyethyl)-Rapamycin.
Die Rapamycin 42-O-(Alkoxyalkyl)-derivate der Erfindung können hergestellt werden durch Umsetzung der 42-Hydroxylgruppe des Rapamycins mit einer Verbindung der Form L-R^a-O-R^b, wobei R^a und R^b wie oben definiert sind und L ein austretende Gruppe ist. Geeignete austretende Gruppen schließen zum Beispiel Halogene, wie Brom oder Iod, Sulfonate, wie Tosylat, Mesylat oder Trifluormethansulfonat (Triflat) ein. Das Derivat wird durch Ersetzung der austretenden Gruppe durch eine 42-O-Hydroxylgruppe des Rapamycins, wie in Beispiel 1 gezeigt, gebildet. Ein charakteristischer Ionenscan des 42-O-(2-Ethoxyethyl)-Rapamycin, das mit der Tandemmassenspektroskopie (Sciex API4000) erhalten wurde, ist in 1 gezeigt.
Verbindungen der Form L-R^a-O-R^b werden schnell hergestellt aus den entsprechenden Alkoxyalkoholen HO-R^a-O-R^b durch Umsetzung mit zum Beispiel Trifluormethylsulfonsäure-(Triflic)-anhydrid im allgemeinen in Gegenwart eines Aminkatalysators, wie Lutidin, wie unten in Beispiel 1 beschreiben wird.
Viele solcher Alkoxyalkohole sind handelsüblich erhältlich. Zum Beispiel die Verbindungen 2-Ethoxyethanol, 2-Methoxyethanol, 1-Methoxy-2-propanol, 3-Ethoxy-1-propanol, 2-Isopropoxyethanol, 1-Methoxy-1-butanol, 3-Methoxy-1-butanol, 2-Propoxyethanol, 2-Butoxyethanol, 3-Methoxy-3-Methyl-1-butanol, 3-Propoxypropanol, 1-tert.-Butoxy-2-propanol, 3-Butoxypropanol und Propylenglykolbutylether sind erhältlich von Aldrich Corporation. Im Hinblick auf die Verbindung der vorliegenden Erfindung kann diese unter Verwendung von 2-Ethoxyethanol hergestellt werden. Die Herstellung von 42-O-(2-Methoxyethyl)-Rapamycin ist in Beispiel 2 beschrieben und die Herstellung von 42-O-(2-Ethoxyethyl)-Rapamycin ist in Beispiel 1 beschrieben.
Alkoxyalkohle HO-R^a-O-R^b sind handelüblich erhältlich oder können auch durch Veresterung der entsprechenden Diole HO-R^a-OH mit R^b hergestellt werden, vorzugsweise unter Verwendung eines Verfahrens, das überwiegend oder exklusiv ein monoderivatisiertes Produkt ergibt. Zum Beispiel beschreibt Shanzer (Tet. Lett. 21(2), 221-2, 1980) ein Verfahren zur wirksamen Monoalkylierung von Diolen durch Reaktion eines Zinnoxanzwischenprodukts, abgeleitet aus dem Diol, mit einem Alkylhalogenid. Martinelli et al. beschreiben die Monotosylierung von Diolen durch Reaktion mit p-Toluolsulfonylchlorid und Triethylamin in Gegenwart von katalytischem Bu₂SnO (J. Am. Chem. Soc. 124 (14):3578-3585, 2002). Das Monotosylat kann dann mit einem Alkoxid behandelt werden, um den Alkoxyalkohol zu ergeben. Die genannten Verfahren sind bestens für 1,2-Diole geeignet, das heißt, wo R^a eine Zweikohlenstoffkette darstellt, bei der die Hydroxylgruppen getrennt sind. Ein Verfahren zur Monoderivatisierung von längeren Diolen wird von McDougal (J. Org. Chem., 51:3388 (1986)) vorgestellt. Ein hohe Ausbeute eines tert.-Butyldimethylsilylmonosilierten Produkts (TBS-OR^a-OH) wird von symmetrischen Diolen erhalten. Dieses geschützte Produkt kann dann mit einer geeigneten austretenden Gruppe, wie Triflat durch Reaktion mit Trifluormethansulfonsäureanhydrid und einer geeigneten Base, wie 2,6-Lutidin, aktiviert werden. Die Reaktion des Triflat-Produktes mit einem geeigneten Alkohol (R^b-OH) und 2,6-Lutidin mit nachfolgender Hydrolyse der Silyl-Schutzgruppe mit Säure wird den Alkoxyalkohol liefern. Im Fall von nicht-symmetrischen Diolen, wird der am wenigstens hindernde Terminus im allgemeinen bevorzugt reagieren. In jedem Fall kann jedes bis-Alkoxynebenprodukt (z.B. R^b-O-R^a-OR^b) von dem gewünschten Alkoxyalkohol (HO-R^a-OR^b) durch Standardaufreinigungsverfahren, wie Chromatographie, getrennt werden.
Die Wirksamkeit des 42-O-(2-Ethoxyethyl)-Rapamycin wird in vitro getestet und mit der Wirksamkeit von einem anderen Rapamycin-Derviat, 42-O-Hydroxyheptyl-Rapamycin, und der Wirksamkeit von Rapamycin verglichen. Das Testverfahren ist in Beispiel 3 beschrieben und die Ergebnisse in 2 gezeigt.
42-O-(2-Ethoxyethyl)-Rapamycin (Quadrate) Derivate inhibieren wirksam das Wachstum der glatten Muskelzellen über fünf Größenordnungen der Konzentration für sowohl Schweine- als auch humane Zellen, wie in 2 gezeigt. Es wurde ebenfalls beobachtet, daß 42-O-(2-Ethoxyethyl)-Rapamycin das Zellwachstum ebenso wirksam wie 42-O-Hydroxyheptyl-Rapamycin (Rhomben) oder Rapamycin (Dreiecke, Kreise) inhibiert.
III. Verbindungen, die ein 42-O-Alkoxyalkyl-Rapamycin-Derivat enthalten
In einem anderen Aspekt schließt die Erfindung eine Zusammensetzung ein, die die 42-O-(Alkoxyalkyl)-Rapamycin-Derivat-Verbindung einbezieht. Eine große Vielzahl von Verbindungen und Formulierungen wurde betrachtet und einzelne besondere Beispiele werden weiter unten detailliert beschrieben. Im allgemeinen dient die Zusammensetzung als eine Art Arzneimittelreservoir, das die Verbindung nach Applikation oder Zersetzung der Zusammensetzung an der Targetstelle enthält und freisetzt.
A. Polymerpartikel
Eine beispielhafte Zusammensetzung ist eine Formulierung aus Polymerpartikeln, die zur Plazierung in vivo über Injektion oder über Transport und Einlagerung mit einer Vorrichtung, zum Beispiel einem Katheter, geeignet ist. Die Polymerpartikel können mikroporös, makroporös oder nicht-porös sein und können aus einem Polymer gebildet werden, das in der Lage ist, die 42-O-Alkoxyalkylrapamycin-Derivat-Verbindung zurückzuhalten.
Poröse Polymerpartikel haben zusammenhängende Poren, die die Partikeloberfläche zur Übertragung zwischen dem Äußeren der Partikel und dem inneren Porenraum öffnen. Beispielhafte Partikel zur Bildung solcher makroporöser Reservoire sind zum Beispiel in dem US-Patent Nr. 5 135 7740 beschrieben. Kurz gesagt, poröse Partikel werden zum Beispiel durch Suspensionspolymerisation in einem Flüssig-Flüssig-System gebildet. Im allgemeinen wird eine Lösung, die Monomere und einen Polymerisationskatalysator enthält, gebildet, die unvermischbar mit Wasser ist. Ein inertes Lösungsmittel, das mit der Lösung mischbar ist, aber unvermischbar mit Wasser ist, ist in der Lösung vorhanden. Dis Lösung wird dann in einer wässerigen Lösung resuspendiert, die im allgemeinen Zusatzmittel, wie oberflächenaktive Mittel und Dispersionsmittel enthält, um die Suspension oder Emulsion zu fördern. Sobald die Suspension mit einzelnen Tropfen der gewünschten Größe geschaffen ist, wird die Polymerisation typischerweise durch Aktivierung der Reaktionspartner entweder durch erhöhte Temperatur oder Bestrahlung bewirkt. Sobald die Polymerisation vollständig ist, werden die erhaltenen festen Partikel aus der Suspension wiedergewonnen. Die Partikel haben feste, kugelförmige, poröse Strukturen, das Polymer ist um die inerte Flüssigkeit gebildet, wobei das Porennetzwerk geschaffen wird. Das inerte Lösungsmittel, das als Porogen oder porenbildendes Mittel dient, besetzt die Poren der Partikel. Das Porogen wird nachfolgend entfernt.
Die makroporösen Partikel können auch durch Lösungsmittelverdampfung entweder aus einem biologisch abbaubaren oder einem nicht abbaubaren Polymer hergestellt werden. Für das Lösungsmittelverdampfungsverfahren wird das gewünschte Polymer in einem organischen Lösungsmittel gelöst und die Lösung wird dann über eine Schicht Natriumchloridkristalle der gewünschten Partikelgröße gegossen (Mooney, et al., J. Biomed. Mater. Res. 37:413-420, (1997)). Das Lösungsmittel wird entfernt, im allgemeinen durch Verdampfung, und das erhaltene feste Polymer wird in Wasser gegossen, um Natriumchlorid auszuwaschen, dies ergibt ein poröses Polymerreservoir. Alternativ können die Natriumchloridkristalle in der Lösung durch Rühren dispergiert werden, um eine einheitliche Dispersion der Natriumchloridkristalle zu erhalten. Die Dispersion wird dann tropfenweise in ein für das Polymer nicht lösliches Lösungsmittel extrudiert, während gerührt wird, um die Polymertropfen um die Natriumchloridkristalle auszufällen. Die festen Polymerpartikel werden durch Filtration oder Zentrifugation gesammelt und dann in Wasser gegossen, um das Natriumchlorid auszuwaschen, dies ergibt ein poröses Polymerreservoir. Es ist selbstverständlich, daß Alternativen zu Natriumchlorid jedes nicht-toxische wasserlösliche Salz oder wasserlösliche Polymer mit niedrigem Molekulargewicht einschließen, die ausgewaschen werden können, um die gewünschte Porosität zu erzeugen.
Die porösen Partikel können mit einem oder mehreren Arzneimitteln durch Einschließen der Verbindungen in das Polymer während der Partikelbildung oder durch Beladen der Partikel bei der Postpartikelbildung beladen werden. Postpartikelbeladung kann zum Beispiel durch Lösen der Arzneimittelverbindung in einem Lösungsmittel, das wirkt, um das Arzneimittel zu solvatisieren, das aber ein Nicht-Lösungsmittel für das Polymer ist, und Mischen durch Rühren der Partikel und der Arzneimittellösung durchgeführt werden. Die Arzneimittellösung wird durch die Partikel absorbiert, um ein freifließendes Pulver zu ergeben. Die Partikel können dann zur Lösungsmittelentfernung, wenn nötig, behandelt werden.
Eine andere beispielhafte Polymerpartikelzusammensetzung sind nicht-poröse Partikel, wie Mikrokapseln oder Mikropartikel, die die Verbindung in sich enthalten oder die darin dispergiert ist. Sowohl Mikrokapseln als auch Mikropartikel sind in den pharmazeutischen und Arzneimittel-Industrien bekannt (siehe, zum Beispiel Baker, R. W., Controlled Release of Biologically Active Agents, John Wiley & Sons, NY, 1987; Ranade V. and Hollinger M., Drug Delivery Systems, CRC Press, 1996). Mikrokapseln bezeihen sich typischerweise auf ein Reservoir aus einem aktivem Mittel, die mit einer Polymermembranhülle umgeben sind. Ein Mikropartikel bezieht sich typischerweise auf ein monolithisches System, bei dem das/die therapeutische(n) Mittel durchgehend in dem Partikel dispergiert ist. Es gibt jedoch viele Formulierungen, die zwischen diese beiden Definitionen fallen, wie zum Beispiel Agglomerate von Mikrokapseln und solche Formulierungen sollten auch für die Verwendung geeignet sein.
Mikrokapseln und Mikropartikel können aus biologisch abbaubaren und nicht-biologisch abbaubaren Polymeren hergestellt werden. Mikrokapseln werden leicht durch eine Vielzahl von Verfahren, einschließlich Koazervation, Grenzflächenpolymerisation, Lösungsmittelverdampfung und physikalische Verkapselungsverfahren hergestellt (Baker, R. W., Controlled Release of Biologically Active Agents, John Wiley & Sons, NY, 1987). Mikropartikel können durch eine Vielzahl von Techniken, die aus dem Stand der Technik bekannt sind, hergestellt werden, ein einfacher Weg ist, einen Polymerfilm einfach zu mahlen, der das therapeutische Mittel in einer geeigneten Größe dispergiert enthält. Die Sprühtrocknung von Partikeln des therapeutischen Mittels aus einer Polymerlösung ist ein anderer Ansatz. Besondere Verfahren zur Verkapselung von biologisch aktiven Mitteln sind in dem US-Patent Nr. 4 675 189 und der US-Patentanmeldung Nr. 2001 003 38 68 offenbart.
Polymere, die für die Partikelformulierung geeignet sind, gibt es viele und sie sind vielfältig, das allgemeine Auswahlkriterium ist ein Polymer, das fähig ist, eine 42-O-Alkoxyalkylrapamycin-Derivat-Verbindung aufzunehmen. Beispielhafte Polymere schließen ein, sind aber nicht beschränkt, auf Poly(d,l-milchsäure), Poly(l-milchsäure), Poly(d-milchsäure), Methacrylatpolymere, wie Polybutylmethacrylat und dergleichen, Ethylenvinylalkohol (EVOH), ∊-Caprolacton, Glykolid, ethylvinylhydroxyliertes Acetat (EVA), Polyvinylalkohol (PVA), Polyethylenoxide (PEO), Polyesteramide, und Copolymere davon und deren Mischungen. Diese Polymer haben erfahrungsgemäß eine sichere und gering entzündliche Verwendung in der systemischen Zirkulation. Typischerweise werden zwischen 20 bis 70 Gewichtsprozent des Polymers mit zwischen 30 bis 80 Gewichtsprozent der 42-O-Hydroxyalkyl-substituierten Rapamycinverbindung kombiniert, um die Polymerzusammensetzung zu bilden.
Die Partikel, ob porös oder nicht-porös, können weitgehend in der Größe variieren von etwa 0,1 Mikron bis etwa 100 Mikron im Durchmesser, vorzugsweise von etwa 0,5 Mikron bis etwa 40 Mikron. Die Partikel könne als reine Partikel verabreicht werden oder sie können als Gel, Paste, Salbe, Wundsalbe oder viskose Flüssigkeit zur Applizierung an der Targetstelle formuliert sein.
In einer anderen Ausführungsform können die Partikel mit dem Rapamycinderivat vermischt sein und die Mischung wird auf die Oberfläche eines Stents appliziert. Die Polymerpartikel dieser Ausführungsform dienen dazu, das Arzneimittel in einem Überzugsmaterial zu binden und die Freisetzungsrate des Arzneimittels aus dem Überzug zu kontrollieren. Partikel, die aus Wachs, Lipiden, kurzkettigen Polymeren, wie Propan und Butan, gebildet sind, sind geeignet.
Wie beispielhaft mit den Polymerpartikeln erläutert, ist die Polymerzusammensetzung der Erfindung eine, die in der Lage ist, an der Targetstelle dispergiert oder plaziert zu sein, um die Polymerzusammensetzung mit dem Gewebe an der Targetstelle in Kontakt zu bringen. Der Fachmann wird bemerken, das Polymerpartikel lediglich ein Beispiel einer Zusammensetzung sind, die den Kontakt mit dem Targetgewebe gewährleistet. Polymere, die fähig sind, eine Beladung mit einer hydrophoben Verbindung aufzunehmen, können zu Filmen, Pflastern, Pasten, Salben oder Gelen geformt werden, von denen alle an der Targetstelle plaziert oder dispergiert sein können. Zum Beispiel kann ein einfaches Polymerpflaster, das aus einem Polymer hergestellt ist, das mit der 42-O-Alkoxyalkylrapamycinderivatverbindung beladen ist, auf der Gewebeoberfläche plaziert sein, die behandelt werden soll. Solch eine Gewebeoberfläche kann ein Gefäß, ein Organ, ein Tumor oder eine verletzte oder verwundete Körperoberfläche sein.
B. Mucoadhäsive Polymerzusammensetzung
In einer anderen Ausführungsform setzt sich die Zusammensetzung aus einem Polymersubstrat mit mucoadhäsiven Eigenschaften zum Einsatz nahe von mucosalem Gewebe zusammen. Mucosale Stellen im Körper schließen culde-sac (Sackgasse) des Auges, bukkalen Hohlraum, Nase, Rektum, Vagina, periodontale Tasche, Darm und Dickdarm ein. Mucoadhäsive Abgabesysteme weisen Adhäsion gegenüber mucosalem Gewebe auf zur Verabreichung der Verbindung(en), die in dem mucosalem Polymer enthalten sind.
Eine Vielzahl von Polymerzusammensetzungen werden für mucosale Abgabesysteme verwendet. Von besonderem Interesse für die Verwendung mit 42-O-Alkoxyalkylrapamycinderivatverbindungen sind Mucoadhäsive, die eine Kombination von hydrophilen und hydrophoben Eigenschaften aufweisen. Adhäsive, die eine Kombination aus Pectin, Gelatine und Natriumcarboxymethylcellulose in einem klebrigen Kohlenwasserstoffpolymer sind, werden beispielhaft genannt. Andere Mucoadhäsive mit hydrophilen und hydrophoben Domänen schließen, zum Beispiel Copolymer aus Poly(methylvinylether/maleinsäureanhydrid) und Gelatine, dispergiert in einem Salbengrundstoff, wie Mineralöl-enthaltendes dispergiertes Polyethylen ( US-Patent Nr. 4 948 580 ), ein. Ein anderes hydrophiles/hydrophobes System ist in dem US-Patent Nr. 5 413 792 beschrieben, wo ein pastenähnliches Präparat aus Polyorganosiloxan und einem wasserlöslichen polymeren Material offenbart ist.
Bei der vorliegenden Erfindung ist eine Polymerzusammensetzung, die aus einem mucoadhäsiven Polymersubstrat und der 42-O-Alkoxyalkyl-Rapamycin-Derivatverbindung zusammengesetzt ist, genannt. Die mucoadhäsive Polymerzusammensetzung ist in ein Abgabesystem eingebracht, das zur Plazierung nahe einer mucosalen Oberfläche geeignet ist. Die Verbindung eluiert, wenn sie nahe dem mucosalen Gewebe plaziert ist, aus der Polymerzusammensetzung in das Gewebe. Das Abgabesystem kann zur Plazierung auf der Oberfläche des zu behandelnden Gewebes die Form eines Pflasters annehmen. Das Gewebe kann ein Organ, ein Gefäß, ein Tumor, oder eine Körperoberfläche sein, die behandelt werden muß.
C. Gebräuchliche Arneimittelabgabezusammensetzungen: Flüssigkeit, Salbe, Gel, Pflaster
Die 42-O-Alkoxyalkylderivatverbindung in anderen Ausführungsformen ist zu pharmazeutischen Präparaten in fester, halbfester oder flüssiger Form formuliert. Solche Präparate sind im Stand der Technik bekannt, wobei der aktive Bestandteil mit einem organischen oder anorganischen Träger oder Arzneimittelträger gemischt ist, die zur äußerlichen, enteralen oder parenteralen Verabreichung geeignet sind. Träger und Arzneimittelträger zur Herstellung von Tabletten, Pellets, Kapseln, Zäpfchen, Lösungen, Emulsionen, Suspensionen sind bekannt und schließen ein, sind aber nicht beschränkt auf Wasser, Glukose, Lactose, Gummi arabicum, Gelatine, Mannitol, Stärke, Magnesiumtrisilikat, Talkum, Keratin, kolloidales Siliziumdioxid, Harnstoff und dergleichen. Stabilisierungsmittel und Verdickungsmittel können auch verwendet werden.
Flüssige Zusammensetzungen setzen sich zusammen aus der 42-O-Alkoxyalkylderivatverbindung, die mit einem flüssigen Träger oder Hilfsmittel vermischt ist. Solch eine Formulierung kann andere Komponenten einschließen, wie zum Beispiel Stabilisatoren, wenn gewünscht. Wenn die 42-O-Alkoxyalkylderviatverbindung mit dem Träger vermischt wird, kann sie in einem gelösten Zustand oder in einem suspendierten Zustand vorhanden sein. Komponenten, insbesondere organische Lösungsmittel können zugegeben werden, um die Löslichkeit der 42-O-Alkoxyalkylderivatverbindung zu verstärken.
Die Herstellung von Gelen oder Salben wird auch in Erwägung gezogen. Verdickungsmittel, die zu einem flüssigen Präparat enthaltend 42-O-Alkoxyalkylderivatverbindung zugegeben werden, sind eine einfache Ausführung einer Gelpräparation. Komponenten zur Verstärkung des Transports der aktiven Verbindung durch die Haut, Mucosa und Zellmembranen können im allgemeinen in dem Gel oder der Salbe vorhanden sein.
Die 42-O-Alkoxyalkylderivatverbindung kann auch zu topischen Pflastern zur Anwendung auf einer Körperoberfläche, einschließlich Haut und mucosalen Körperoberflächen, formuliert sein.
D. Endovaskulärer Stent
Ein anderer beispielhafter Träger zur Verwendung für die Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung ist ein Stent. Endovaskuläre Stents sind typischerweise zylindrisch gestaltete Vorrichtungen, die zur radialen Expansion fähig sind. Wenn er in einem Lumen des Körpers plaziert ist, übt der Stent in seinem expandierten Zustand einen radialen Druck auf die Lumenwand aus, um jede Tendenz des Lumens, sich zu verschließen, entgegenzutreten. Für Stents wurde herausgefunden, daß sie einen besonderen Nutzen in der Aufrechterhaltung der Gefäßdurchgängigkeit nach Angioplastie haben, z.B. bei der Verhinderung von Restenose in dem Gefäß. Bei dieser Anwendung wird der Stent auf einem Ballonkatheter in ein beschädigtes Gefäß eingeführt und der Katheter zu dem gewünschten Ort im Körper des Patienten vorgeschoben, der Ballon wird aufgebläht, um den Stent auszudehnen und dann wird aus dem Ballon die Luft abgelassen und der Katheter entfernt. Der Stent in seinem ausgedehnten Zustand übt in dem Gefäß einen radialen Druck auf die Gefäßwand an der verletzten Stelle aus, um jeder Tendenz des Gefäßes, sich zu verschließen, entgegenzutreten. "Selbst-Expansions"-Stents sind auch bekannt, die aus federndem Material, Maschenröhren oder Formgedächtnislegierungen hergestellt werden, diese Vorrichtungen werden typischerweise auf einer Katheterachse montiert, die von einer Hülse umgeben ist, die die Expansion der federnden Elemente des Stents hemmt, bis der Stent an der verletzten Stelle positioniert ist. Die Rücknahme des Hülsenteils ermöglicht es dem Stent zu expandieren und das Gefäßlumen zu kontaktieren.
1. Stentgeometrie
In dieser Ausführungsform der Erfindung trägt der Stent die 42-O-Alkoxyalkylrapamycinderivatverbindung. Die Verbindung kann auf der externen Oberfläche des Stents für den direkten Kontakt mit der Lumenwand aufgetragen sein, wenn der Stent in einem Lumen angewendet wird, auf der inneren Seite des Stents oder sowohl auf der externen als auch auf der inneren Seite der Stentoberfläche. Die Verbindung kann auch nur auf ausgewählte Bereiche der Stentoberfläche aufgetragen sein, um örtlich begrenzte therapeutische Wirkungen zu erhalten (siehe zum Beispiel die gleichzeitig anhängige US-Anmeldung, Anmeldenummer 10/133,814 und PCT Anmeldung Nr. PCT/US03/12750 ). Die Verbindung kann direkt auf die Stentoberfläche aufgetragen sein oder kann in einem Polymer vorhanden sein, das auf den Stent aufgetragen ist, wie später unten beschrieben wird.
Viele Stentgeometrien und -konfigurationen sind im Stand der Technik bekannt und jede der Geometrien ist hier für die Verwendung geeignet. Die grundlegenden Anforderungen für die Stentgeometrie sind (1), daß er nach Einsetzen an einer vaskulären Verletzungsstelle expandierbar ist und (2) daß er zur Aufnahme eines Arzneimittels oder zur Aufnahme einer arzneimittelhaltigen Beschichtung auf seiner Oberfläche geeignet ist, das Arzneimittel in dem Lumen, in dem der Stent plaziert ist, freizusetzen. Vorzugsweise hat der Stentköper eine Gitter- oder Maschenstruktur, die es ermöglicht, das. wachstumsfähige endotheliale Zellen die Stent-"Fenstern" bewachsen und die Stentverstrebungen einkapseln, die die Gefäßlumen stützen. Der Stentkörper kann aus einem Metall oder einem Polymer, einschließlich biologisch abbaubaren Polymeren gebildet sein.
Eine bevorzugte Stentkonfiguration ist in 3 und 4 gezeigt, wo ein endovaskulärer Stent gezeigt ist, der geeignet ist, das 42-O-Alkoxyalkylderivat aufzunehmen. In den 3A bis 3B ist ein Stent 20 in einem zusammengezogenen Zustand (3A) und einem expandierten Zustand (3B) gezeigt. Der Stent schließt ein strukturelles Element oder Körper 22 ein, der eine Außenfläche zum direkten oder indirekten Halten und zum Freisetzen der 42-O-Alkoxyalkylrapamycinderivatverbindung besitzt, wie im weiteren unten beschrieben wird. Der Stentkörper ist aus einer Vielzahl von vernetzten röhrenförmigen Elementen gebildet, wie den Elementen 24, 26. Jedes Element ist aus einem Filament zusammengesetzt, das eine expandierbare zick-zack, treppenförmige oder sinusförmige Wellenkonfiguration aufweist. Die Elemente sind durch axiale Verbindungen, wie Verbindungen 28, 30 verbunden, die die Höchstpunkte und Tiefstpunkte von benachbarten Elementen verbinden. Diese Konstruktion ermöglicht es, daß der Stent aus einem zusammengezogenen Zustand, gezeigt in 3A, in einen expandierten Zustand, gezeigt in 3B, mit wenig oder keiner Änderung der Länge des Stents expandiert. Zur gleichen Zeit ermöglichen es die relativ weniger häufigen Verbindungen zwischen den Höchstpunkten und den Tiefstpunkten der benachbarten röhrenförmigen Elemente, daß der Stent Krümmungen und Biegungen auffangen kann. Dieses Merkmal kann insbesondere wichtig sein, wenn der Stent an einer vaskulären Stelle in seinem zusammengezogenen Zustand, wie in oder auf einem Katheter, freigesetzt wird. Der Stent hat einen typischen Durchmesser im zusammengezogenen Zustand (3A) zwischen 0,5 bis 2 mm, vorzugsweise von 0,71 bis 1,65 mm und eine Länge von zwischen 5 bis 100 mm. In seinem expandierten Zustand, gezeigt in 3B, ist der Stentdurchmesser wenigstens zweimal und bis zu 8 bis 9 mal größer als der des Stents in seinem zusammengezogenen Zustand. Daher kann ein Stent mit einem zusammengezogenen Durchmesser zwischen 0,7 bis 1,5 mm radial in einen ausgewählten expandierten Zustand zwischen 2 bis 8 mm oder mehr expandieren.
3C zeigt den Stent der 3A bis 3B in einer Querschnittsansicht. Diese Ansicht erfolgt durch das röhrenförmige Stentelement 24, bei dem die benachbarten röhrenförmigen Elemente sichtbar sind. Der Stentkörper und insbesondere jedes röhrenförmige Element ist mit Arzneimittel oder mit einer Polymerarzneimittelzusammensetzung zur Freisetzung des Arzneimittels aus dem Stent an einer Targetstelle beschichtet. Wie detaillierter unten beschreiben wird, ist das Arzneimittel oder die Arzneimittelpolymerschicht auf die Außenfläche des Stents appliziert und kann aufgedampft werden, um eine einheitliche Auftragsdicke oder eine nicht-einheitliche Auftragsdicke zu erreichen. 3C veranschaulicht die Ausführungsform, bei der die Arzneimittelpolymerschicht 32 nicht-einheitlich aufgetragen ist, so daß die äußere Stentoberfläche eine dickere Arzneimittel- oder Arzneimittelpolymerschicht aufweist als die innere Stentoberfläche.
2. Arzneimittelbeschichtung
Der Stent dient als ein Träger für eine 42-O-Alkoxyalkylderivat-Verbindung, die, wie oben angemerkt, direkt auf den Stent aufgetragen sein kann oder in einer Polymermatrix vorhanden sein kann, die auf den Stent aufgetragen ist. Ob das Arzneimittel direkt auf die Stentoberfläche appliziert ist oder in einem Polymerfilm auf der Stentoberfläche aufgenommen ist, es ist erwünscht, daß die 42-O-Alkoxyalkylrapamycinderivatverbindung aus dem Stent über einen Zeitraum von wenigsten mehreren Wochen, typischerweise 4 bis 8 Wochen und wahlweise über einen Zeitraum von 2 bis 3 Monaten oder mehr freigesetzt wird. Zwei Verfahren zum Auftragen des Arzneimittel auf den Stent werden unten diskutiert.
a. Direkte Oberflächenauftragung
Das Arzneimittel wird direkt auf den Stent aufgetragen durch Applikation zum Beispiel einer Lösung des Arzneimittels auf die Stentoberfläche durch Eintauchbeschichtung, Sprühbeschichtung, Aufstreichbeschichtung oder Eintauch/Wirbelbeschichtung und das Lösungsmittel kann verdampfen, um einen Film des Arzneimittels auf der Stentoberfläche zu hinterlassen. In den Untersuchungen zur Unterstützung der Erfindung wurde 42-O-(2-Ethoxyethyl)-rapamycin direkt auf die Oberfläche eine Metallstents aus einer Ethylacetatlösung appliziert. Die Arzneimittellösung wurde auf die Stentoberfläche gestrichen und das Lösungsmittel wurde durch Verdampfung entfernt, um einen Film des 42-O-(2-Ethoxyalkyl)-rapamycins auf dem Stent zu hinterlassen. Der Arzneimittelfilm war ausreichend adhärent, um eine Katheterimplantation des Stents in Schweine und die Retention des Arzneimittels auf der Stentoberfläche zur Freisetzung zu ermöglichen. Eine Membran kann wahlweise über den Arzneimittelfilm appliziert werden, um die Arzneimittelfreisetzungseigenschaft zu ändern. Polymermembranen können durch Eintauchbeschichtung oder Sprühbeschichtung, wie es aus dem Stand der Technik bekannt ist, gebildet werden. Die Membran kann auch auf die Stentoberfläche durch ein Vakuumbedampfungsverfahren oder ein Plasmapolymerisationsverfahren appliziert werden. In einer beispielhaften Ausführungsform wird ein Polytetrafluorethylen-(Teflon^®) oder Parylenfilm durch Vakuumbedampfung, wie es aus dem Stand der Technik bekannt ist, appliziert werden, um die Arzneimittelfreisetzungsrate aus dem Stent zu modifizieren. Andere geeignete Polymer oder Nicht-Polymere zur Bildung von Diffusionskontrollmembranen schließen Polyimide (über Vakuumbedampfung oder durch Lösungsmittelbeschichtung), fluorierte Polymere, Silikone (Vakuum/Plasma oder Bedampfung), Polyketone (PEEK's, etc.), Polyetherimide, Dampf/Plasma aufgedampfte Polyacrylate, Plasmapolymerisierte Polyethylenoxide (PEO), und amorpher Kohlenstoff.
Die Oberfläche des Stents kann vor der Applikation des Arzneimittels behandelt werden, um die Adhäsion des Arzneimittels zu verstärken und/oder die Oberfläche zur Retention einer höheren Arzneimittelbeladung zu erhöhen. In einer Ausführungsform kann die Stentoberfläche physikalisch behandelt sein. Physikalische Behandlung der Oberfläche kann das Aufrauhen mit Sandpapier oder durch Sand oder Sandstrahlen mit Mikrokügelchen einschließen. Ätzen der Stentoberfläche mit einem Laser kann auch durchgeführt werden, um die Stentoberfläche zu verändern. Solch physikalische Behandlungsverfahren erreichen, daß die Fläche der Stentoberfläche, zum Beispiel durch Bildung von mikroskopischen Poren, Wellenformen, Taschen, Riefen oder Kanälen in der Stentoberfläche zunimmt. Diese Technik kann auch dazu dienen, die Adhäsion des Arzneimittels auf der Stentoberfläche zu erhöhen.
In einer anderen Ausführungsform wird die Stentoberfläche chemisch behandelt, um eine rauhe Oberfläche oder eine aktivierte Oberfläche zu schaffen, beides dient dazu, die Arzneimittelretention zu verstärken und zu erhöhen. Zum Beispiel kann eine Stentoberflädche ein Verfahren der Passivierung durchlaufen, wobei eine erwärmte Salpetersäurelösung ein Oxid auf der Stentoberfläche schafft, um die Adhäsion zu fördern und/oder die Oberfläche für die nachfolgende Organosilananheftung zu präparieren. Stentoberflächen können auch chemisch aktiviert werden, um die Anheftung des Arzneimittels zu fördern.
Es sei angemerkt, daß die Applikation des Arzneimittels direkt auf der Stentoberfläche mit Stentkörpern, die aus Metall oder Polymer bestehen, durchgeführt werden kann. Oberflächenbehandlungen vor der Applikation des Arzneimittels sind sowohl für Stentkörper auf Polymerbasis als auch Metallbasis geeignet. Die Behandlungsbedingungen können gemäß dem Material angepaßt werden, aus dem der Stent gebildet ist.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung wird das 42-O-Alkoxyalkylrapamycinderivat appliziert, um dem Stent eine glasartige Schicht zu verleihen. "Glasartig", wie hier verwendet, betrifft den physikalischen Zustand des Materials, bei dem die Schicht visuell transparent oder transluzent und nicht-kristallin ist. Eine glasartige Schicht der Derivatverbindungen, die hier beschrieben werden, kann zum Beispiel erreicht werden, wenn der Stentoberfläche eine konzentrierte Lösung einer Verbindung in einem organischen Lösungsmittel appliziert wird. Die Entfernung des Lösungsmittel führt zu einem Film des Arzneimittels, wobei der Film wenig oder kein kristallines Arzneimittel aufweist. Solche Filme, die eine dünnes Profil haben, können der Stentoberfläche vor oder nach der Reduzierung des Durchmessers (d.h. Kräuseln) appliziert werden, wie es notwendig ist, um die Vorrichtung an dem Abgabekatheter anzubringen.
In dieser Ausführungsform, bei der das Arzneimittel direkt auf die Oberfläche des Stents appliziert wird, ist zusätzlich in Erwägung zu ziehen, über die Arzneimittelschicht eine Membran zu applizieren, die der kontrollierten Freisetzung des Arzneimittels dient, wobei seine biologische Verfügbarkeit kontrolliert wird. Es wird eine Membran in Erwägung gezogen, die aus jeder natürlichen oder synthetischen Verbindung hergestellt ist, bei einem bevorzugten Membrantyp, der aus einem Polymer besteht. Ein breiter Bereich von Polymeren kann gemäß der gewünschten Freisetzung des Arzneimittels aus dem Stent ausgewählt werden. Das Polymer kann in eine Membran vorgeformt sein, die über den arzneimittelbeschichteten Stent in Form einer Hülse plaziert ist oder die Polymermembran kann direkt über der Arzneimittelschicht gebildet sein, durch ein Verfahren das ausgewählt ist, daß es die Arzneimittelschicht nicht zerstört oder zerreißt.
b. Polymerbeschichtung
Ein alternatives Verfahren zur Applikation des Arzneimittels auf den Stent ist, das Arzneimittel in einen Polymerfilm einzuarbeiten, der auf der Stentoberfläche gebildet wird oder von dem Stent aufgenommen wird. Typischerweise wird eine Lösung des Polymers und des Arzneimittels in einem Lösungsmittel hergestellt und dann auf den Stent appliziert. Die Lösung wird vollständig oder auf einen Teil der Stentoberfläche appliziert. Nach der Verdampfung des Lösungsmittels verbleibt ein Polymerfilm, der das Arzneimittel enthält, auf dem Stent. Eine bevorzugtes Beschichtungsverfahren ist beschrieben in der gleichzeitig anhängigen US-Anmeldung, Anmeldenummer 10/133,814 und der PCT Anmeldung Nr. PCT/US03/12750 . Bei diesem Verfahren wird eine arzneimittelhaltige Lösung direkt auf die Stentoberfläche durch Fluß des Arzneimittels aus einer beweglichen Drucksäule appliziert, wobei die Bewegung der Säule mittels eines Computers kontrolliert wird. Es ist auch möglich, die arzneimittelenthaltende Lösung mittels Aufsprühen zu applizieren.
Ein noch anderes Verfahren zur Applikation der Polymer/Arzneimittel/Lösungsmittel-Mischung auf den Stent schließt Aufstreichen, Eintauchen oder Aufwalzen der Mischung auf die Stentoberfläche mit einem geeigneten Applikator ein, wie mit einem Pinsel, einer Eintauchfixierung oder einer Petrischale, die eine dünne Flüssigkeitsschicht der Mischung enthält.
Polymere, die für die Ausführungsform verwendet werden können, können jedes biologisch abbaubare Polymermaterial sein, aus dem die eingeschlossene Verbindung durch Diffusion und/oder Erosion der Polymermatrix freigesetzt werden kann. Zwei bekannte nicht-erodierbare Polymere für das Beschichtungssubstrat sind Polymethylmethacrylat und Ethylenvinylalkohol. Verfahren zur Herstellung dieser Polymere in eine Form, die für die Applikation auf einem Stentkörper geeignet ist, sind zum Beispiel beschrieben in US 2001/002734 A1 und WO 00/145763 . Andere nicht-erodierbare Polymere, die für die Verwendung in der Erfindung geeignet sind, schließen Polyacrylate und deren Copolymere (PMMA, PMMA/PEG-Copolymere, Polyacrylamide, etc.); Silikone (Polydimethylsiloxane etc.), fluorierte Polymere (PTFE, etc.); Polyvinylacetat, Polyvinylalkohol und seine Copolymere, Polyolefine und Copolymere (mit z.B. Styrol, etc.), nicht-abbaubare Polyurethane (z.B. Urethan enthaltende Siloxane oder Carbonat weiche Ketten), Polyamide, Hydroxyapatit, Phosphorylcholine, Polysulfone, Polyketone, Polyvinylpyrrolidon, Polystyrol, und ABS; Polyvinylchlorid, Halogenide, Polycarbonat, ein. Bio-erodierbare Polymere sind auch für die Verwendung geeignet und beispielhafte Polymere schließen Poly-l-lactid, Poly-dl-lactidpolymere, und Polyglykolsäure-Polymilchsäure-Copolymere, Polyglycolide (PGA, Poly(lactid-co-glycolid), Polycaprolacton, Polydioxanon, Polyanhydride, Polyorthoester, Polycyanoarcrylate, Polyphosphazene, Polyglutamate, Polyhydroxybuttersäure (PHB), Polyhydroxyvaleriansäure (PHV), Poly(PHB-co-PHV), Polysaccharide (Cellulose, Dextran, Chitin, etc.), Poly(DTH-Iminocarbonat), Polytrimethylencarbonat, Polyethylenimin, Tyrosin (Pseudoaminosäure), Polyrotaxane, auf Acrylat basierende Polymere oder Copolymere (einschließlich Hydrogele), Polyphosphoester, abbaubare Polyurethane, Poly(Esther-Ester)-Copolymere (z.B. PEO und seine Copolymere mit PBT, etc.), Polyester/etheramide, und Polyalkylenoxalate, ein. In Abhängigkeit von dem ausgewählten Polymer und den Eigenschaften des Arzneimittels, kann das Polymer bis zu 80% Trockengewicht der aktiven Verbindung enthalten, die in dem Polymersubstrat verteilt ist. Im allgemeinen kann der Polymerfilm zwischen etwa 35 bis 80% Trockengewicht der aktiven Verbindung und 20 bis 65% des Trockengewichts des Polymers enthalten.
Die Dicke des arzneimittelbeladenen Polymerfilms ist typischerweise zwischen etwa 3 Mikron und 30 Mikron, abhängig von der Natur des Polymermatrixmaterials, das die Beschichtung bildet und der relativen Menge an Polymermatrix und aktiver Verbindung. Idealerweise wird die Beschichtung so dünn wie möglich hergestellt, z.B. 15 Mikron oder weniger, um das Stentprofil in dem Gefäß an der verletzten Stelle zu minimieren. Die Beschichtung sollte auch relativ einheitlich in der Dicke über den oberen (äußeren) Oberflächen sein, um eine gleichmäßige Verteilung des freigesetzten Arzneimittels an der Targetseite zu fördern. Eine Querschnittsansicht eines Stents, der mit einer Arzneimittelpolymermatrix beschichtet ist, ist in 3C gezeigt, wo das Stentröhrenelement 24 mit einer Arzneimittelpolymerschicht 32 überzogen ist. Hier hat die externe Stentoberfläche eine leicht dickere Arzneimittelpolymerschicht als die innere Stentoberfläche.
In einer anderen Ausführungsform ist eine Polymerunterlage auf der Stentoberfläche vor der Bildung der arzneimittelbeladenen Polymermatrix appliziert. Der Zweck dieser Unterlage ist es, die Bindung der arzneimittelbeladenen Polymerbeschichtung mit dem Stent zu unterstützen, das heißt, die Stabilisierung der Beschichtung auf dem Stent zu unterstützen. Dies ist besonders nützlich, wo ein hoher Prozentsatz der Verbindung, z.B. zwischen 35 bis 80 Gewichtsprozent Verbindung in der Polymermatrix vorhanden ist. Geeignete Polymerunterlagen können gebildet werden aus Poly(d,l-Milchsäure), Poly(l-Milchsäure), Poly(d-Milchsäure), Ethylenvinylalkohol (EVOH), ∊-Caprolacton, Ethylvinyl-hydroxyliertes Acetat (EVA), Polyvinylalkohol (PVA), Polyethylenoxide (PEO), Parylast^TM, Parylen (Poly(dichlor-paraxylylen)), Silikon, Polytetrafluorethylen (TEFLON^TM) und andere Fluorpolymere und deren Copolymere und deren Mischungen. Die Unterlage kann aus einer lösungsmittelbasierenden Lösung, durch Plasmabeschichtung oder andere Beschichtungs- oder Bedampfungsverfahren, aufgedampft werden (siehe zum Beispiel US 6 299 604 ). Die Unterlage kann eine typische Dicke zwischen 1 bis 5 Mikron aufweisen.
Basierend auf dem vorhergehenden können die verschiedenen Konfigurationen des Stents, die zur Verwendung als Träger des 42-O-Alkoxyalkyl-Rapamycinderivats in Erwägung gezogen werden, angesehen werden. Stents, die aus einem Metall gebildet sind, denen das Arzneimittel direkt auf die metallische Oberfläche oder in einem Polymerfilm, der auf der Metalloberfläche direkt oder in Kombination mit einer Polymerunterlage, appliziert wurde, werden in Erwägung gezogen. Stents, die aus einem Polymer, biologisch abbaubar oder nicht biologisch abbaubar, gebildet sind, die Arzneimittel direkt oder auf der Stentoberfläche aufgenommen haben oder in einem Polymerfilm, der auf der Stentoberfläche direkt oder in Kombination mit der Polymerunterlage appliziert ist, können auch in Erwägung gezogen werden. Daher ist es auch innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung, einen vollständig bio-erodierbaren Stent durch Bildung eine Stentkörpers aus einem biologisch abbaubaren Polymer und der arzneimittelbeladenen Polymermatrix aus einem biologisch abbaubaren Polymer herzustellen.
Ebenso wird in Erwägung gezogen, ein zweites bioaktives Mittel zu verwenden, das wirksam bei der Behandlung der Erkrankung oder betroffenen Störung ist, oder alle vorhersehbaren sekundären Konditionen, die auftreten können, zu behandeln. Zum Beispiel, wenn das 42-O-Alkoxyalkylrapamycin-Derivat zur Behandlung von Restenose verabreicht wird, kann eine zweite Verbindung, die blutbezogene Vorgänge minimiert, wie Blutgerinnung oder Thrombose, die durch die originale vaskuläre Verletzung oder in Gegenwart des Stents stimuliert werden können, oder um die vaskuläre Heilung der verletzten Stelle zu verbessern, vorhanden sein. Beispielhafte zweite Mittel schließen anti-plättchenbildende, fibrinolytische oder thrombolytische Mittel in löslicher kristalliner Form oder Stickstoffoxid (NO)-Donatoren, die die endotheliale Zellheilung stimulieren und das glatte Muskelzellwachstum kontrollieren, ein. Beispielhafte anti-plättchenbildende, fibrinolytische oder thrombolytische Mittel schließen Heparin, Aspirin, Hirudin, Ticlopidin, Eptifibatid, Urokinase, Streptokinase, Gewebeplasminogenaktivator (TPA) und deren Mischungen, ein. Wenn beabsichtigt ist, das 42-O-Alkoxyalkylrapamycinderivat als ein anti-neoplastisches Mittel zu verwenden, kann ein zweites Mittel, das allgemein für Chemotherapie und neoplastische Erkrankungen verwendet wird, vorhanden sein. Beispielhafte zweite chemotherapeutische Mittel schließen Paclitaxel, Platinverbindungen, Cytarabin, 5-Fluoruracil, Teniposid, Etoposid, Methotrexat, Doxorubicin, und dergleichen ein. Die Menge an Zweitmittel, das in der Stentbeschichtung vorhanden ist, wird durch den Zeitraum bestimmt, über den das Mittel benötigt wird, um einen therapeutischen Nutzen zu bewirken. Das Zweitmittel kann in der Beschichtungsformulierung, die dem Stentkörper appliziert wird, oder direkt auf die Stentoberfläche appliziert werden.
IV. Anwendungsverfahren
Die 42-O-Alkoxyalkylrapamycin-Derivatverbindung ist zur Verwendung bei der Behandlung von jeder Kondition vorgesehen, die auf Rapamycin, Everolimus, Abbott ABT 578, Tacrolimus, Paclitaxel, auf jede der Klassen von Verbindungen, die als makrozyklische Triene oder makrozyklische Laktone bekannt sind, und/oder andere Antikrebsmittel reagiert. Dies schließt jeden Zustand ein, der verbunden ist mit Wundheilung, wie postoperative Maßnahmen, einschließlich eine Gefäß- oder eine Organtransplantationsmaßnahme, neoplastische Erkrankungen, wo, zum Beispiel die Polymerzusammensetzung direkt an der Lage des Krebses, wie einem festen Tumor, plaziert wird. Entzündung und Infektion sind auch Konditionen, die mit dem 42-O-Alkoxyalkylderivat behandelbar sind. Die Verbindung kann auch für vaskuläre Behandlungsverfahren und insbesondere bei Restenose verwendet werden.
Im Hinblick auf die Behandlung von vaskulärer Verletzung oder Entzündung kann das Risiko und/oder das Ausmaß einer Restenose bei einem Patienten, der eine lokale vaskuläre Verletzung erlitten hat oder der ein Risiko eines vaskulären Verschlusses hat, unter Verwendung einer Zusammensetzung, die die 42-O-Alkoxyalkylrapamycin-Derivatverbindung umfaßt, minimiert werden. Typischerweise wird die vaskuläre Verletzung während einer angiographischen Maßnahme erzeugt, um ein teilweise verschlossenes Gefäß zu öffnen, wie eine Koronar- oder peripheren vaskuläre Arterie, kann aber auch durch mehr chronische Konditionen, wie Atherosklerose, erzeugt werden. Bei der angiographischen Maßnahme wird ein Ballonkatheter an der Behandlungsstelle plaziert und ein Distal-Ende-Ballon wird ein oder mehrere Male aufgebläht und entleert, um zu erzwingen, daß sich das verengte oder verschlossene Gefäß öffnet. Diese Gefäßausdehnung, die insbesondere ein Oberflächentrauma der Gefäßwand zur Folge hat, an der Plaque möglicherweise entfernt wird, führt oft genug zu lokalen Verletzungen, so daß das Gefäß im Lauf der Zeit mit Zellproliferation und Wiederverschluß antwortet. Es ist nicht überraschend, daß das Vorkommen der Schwere der Restenose oft verbunden ist mit dem Ausmaß der Gefäßdehnung, die bei der angioplastischen Maßnahme vorgenommen wird. Insbesondere wo die Überdehnung 35% oder mehr ist, kommt Restenose mit großer Häufigkeit und oft mit besonderer Schwere vor, was häufig zu vaskulärem Verschluß führt.
In Untersuchungen, die zur Unterstützung der Erfindung durchgeführt wurden, wurden Stents, die mit 42-O-(2-Ethoxyethyl)-Rapamycin beschichtet waren, hergestellt und mit einem Katheter in Versuchstieren plaziert. Der Stent, der in diesen Untersuchungen verwendet wurde, ist handelsüblich als "S-Stent^TM" erhältlich und ist ein sehr flexibler, gewellter Ring-Stent Lasergeschnitten aus einer rostfreien Stahlhyporöhre. Jeder gewellte Ring hat eine Gesamtzahl von sechs seriell verbundenen S-förmigen Segmenten. Es gibt zwei Krümmungsverbindungen in jedem S-förmigen Segment, dies ermöglicht es dem Stent, sich während der Verwendung auszudehnen. Diese Krümmungsverbindungen haben Vertiefungen, die die Flexibilität erhöhen und die Expansionskräfte reduzieren, während der Stent eingesetzt wird, und erzielen gute Gefäßwandapposition.
Fortlaufende Ringe in dem Stent sind durch zwei kurze Verknüpfungen verbunden, wobei die fortlaufenden Paare dieser Verknüpfungen in 90 Grad-Quadratur um den Umfang der fortlaufenden Ringe orientiert sind (QUDRATURE LINKS^TM). Von den Verknüpfungen wird angenommen, daß sie die longitudinale Flexibilität des Stents erhöhen, indem die hohe Ringfestigkeit aufrechterhalten wird. Wichtig ist, daß die mechanische Gestaltung des Stent eine wiederholende "S"-Symmetrie und sehr kurze Segmentlängen kombiniert, um beachtliche Flexibilität und große Gefäßwandunterstützung sowohl bei geraden als auch gekrümmten Gefäßen zu erzeugen. Die Flexibilität des S-Stents ermöglicht es, daß er einfach in gewundenen Koronargefäßen plaziert werden kann, und verbessert das Formanpassungsvermögen mit dem Blutgefäß nach der Implantation.
Der S-Stent wurde insbesondere mit einem einheitlichen und wiederholenden Muster gestaltet, um das Ziel der einheitlichen Arzneimittelverteilung in der Gefäßwand zu erreichen, wenn Arzneimittel aus den Stentträgern freigesetzt wird. Die Ausdehnungseigenschaften des Stent stellen sicher, daß minimale Spannungen auf die Beschichtung während der Expansion ausgeübt werden, als ein weiterer Versuch, Rißbildung oder Bruch der Beschichtung während des Einsatzes zu eliminieren.
Der Stent hat moderate Strahlenundurchlässigkeit, die ausreicht, den Stent in den meisten Gefäßen während des Einsatzes aufzufinden, wenn ein hochauflösendes Angiographiesystem verwendet wird. Die Größen der Stents reichen von 4 mm bis 60 mm in der Länge, von 1 mm bis 12 mm im Durchmesser, wenn sie vollständig expandiert sind, und sind auf einem Katheterfreisetzungssystem vormontiert, das einen expandierbaren polymeren Ballon verwendet. Die Arbeitslänge für die Freisetzung des Katheters ist etwa 142 cm und hat einen Schaftdurchmesser von 2,9 French. Dieser Katheter akzeptiert einen 0,36 mm (0,014'') Führungsdraht. Die Arbeitslänge des Freisetzungsballons ist so, ums die an die Länge des Stents anzupassen. Es gibt Kontrastmittelmarkerbanden auf dem Freisetzungskatheter, die unter der Schulter des Ballons lokalisiert sind, um bei der Plazierung des Stents behilflich zu sein.
S-Stents werden, wie in Beispiel 4 beschrieben, durch Herstellung einer Lösung von 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin und Poly-l-milchsäurepolymer in Aceton hergestellt. Die Arzneimittel-Polymer-Lösung wird auf die äußere Oberfläche des Stents mit Hilfe einer mikroprozessorkontrollierten Spritzenpumpe, um die Lösung präzise zu verteilen, appliziert. Dieses Verfahren der Applikation der Lösung an einem Stent ist in der gleichzeitig angemeldeten PCT Anmeldung Nr. PCT/US03/12750 beschrieben.
Die in vitro Freisetzungsrate des Arzneimittels aus den Stents in ein nicht gerührtes Ethanol-Wasser-Bad bei 37°C wurde gemessen und die Ergebnisse sind in 4 gezeigt. Die sechs Kurven in 4 entsprechen sechs Stents, die ein Poly-dl-Milchsäurepolymer beladen mit 42-O-(Ethoxyethyl)rapamycin tragen. Jeder Stent war mit etwa 224-235 μg Arzneimittel versehen, mit einer durchschnittlichen Arzneimittelbeladung von 230 μg. Die polymerarzneimittelbeschichteten Stents wurden bei 25 KGy oder bei 27,5 KGy vor der Messung der Freisetzungsrate sterilisiert. Die Elutionskurven zeigten die kontrollierte Freisetzung des Arzneimittels aus der Polymerschicht, die auf den Stents vorhanden war, mit weniger als der Hälfte der Arzneimittelbeladung in das Bad nach 96 Stunden.
Nach der Herstellung der Stent mit einer Polymer-Arzneimittel-Beschichtung, wurden sie, wie in Beispiel 5 beschrieben, in Schweine für einen Zeitraum von 30 Tagen implantiert. Das Schweinemodell wurde als experimentelle Spezies für diese Untersuchung ausgewählt, weil die Größe des Herzens und der großen Gefäße eine technisch brauchbare Auswertungsvorrichtung sicherstellt. Zusätzlich ist die Größe der Koronararterie des Schweins vergleichbar mit der humanen und ermöglicht die Verwendung von klinischen Standardvorrichtungen. Ebenfalls ist das Schwein ein ausgezeichnetes Modell für koronar-vaskuläre Bestimmungen und Therapiemodelle und ist in vieler Hinsicht nahe an humanen vaskulären Antworten. Auch ermöglichicht die relative Größe der Tiere eine genaue Visualisierung mit Standard-Angiographie-Ausstattung. Schweine sind die am meisten geeigneten Tiermodelle für Restenose, da sie der humanen vaskulären Reaktivität am meisten ähneln (Gravanis et al., JACC, Apr. 1993).
Wie in Beispiel 5 beschrieben, wurden neun Stents, die 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin aus der Polymerschicht der Poly-Milchsäure eluieren, in Schweine implantiert und sechs Kontrollen mit blanken Metallstents. Als Vergleichskontrollen wurden 18 Stents, die Everolimus eluieren und 12 Stents, die 42-O-Hydroxyheptylrapamycin eluieren, implantiert. Quantitative Koronarangiographie wurde durchgeführt, um die Gefäßlumendurchmesser sofort vor und nach der Plazierung des Stents und auch nach 30 Tagen zu bestimmen, gerade vor dem Follow-up-Angiogramm, das beim Tod des Tieres genommen wurde (Bell et al., Cathet. Cardiovasc. Diagn., 40:66-74 (1997)). Die Prozent Stenose (% Stenose) wurde aus den Messungen bestimmt als: % Stenose = [(RVD – MLD)/RVD] × 100wobei MLD der minimale Lumendurchmesser und RVD der distale und proximale Bezugsgefäßdurchmesser ist. Das Stent-zu-Arterie-Verhältnis wurde auch aus diesen Messungen bestimmt. Die angiographische Prozentstenose wurde aus den Messungen des minimalen Lumendurchmessers erhalten, der aus dem Follow-up-Angiogramm bestimmt wurde.
Wie in Beispiel 5 beschrieben, wurden nach dem 30tägigen Untersuchungszeitraum die mit einem Stent versehenen Gefäßsegmente für Routinehistologie vorbereitetet, geschnitten und gefärbt. 5 und 6 zeigen beispielhafte Ergebnisse dieser Untersuchung. 5A bis 5I sind computererzeugte Photomikrographien der Histologieschnitte für ein Schwein, dem drei 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluierende Stents implantiert waren, die Stents waren in der linken vorderen absteigenden Arterie (5A–5C), der linken gekrümmten Arterie (5D–5F) und der rechten Koronararterie (5G bis 5I) plaziert. 5A, 5D und 5G sind Ansichten, die den Stent vor Ort in dem Gefäß zeigen. 5B, 5E und 5H sind Querschnitte des Gefäßes, in denen die Stentverstrebungen in einer Querschnittsansicht sichtbar sind. 5C, 5F und 5I zeigen den Gefäßquerschnitt in einer höheren Vergrößerung, wobei die neoiniatmale Antwort oder deren Fehlen sichtbar sind.
6A–6I sind computererzeugte Photomikrographien der Histologieschnitte für ein zweites beispielhaftes Schwein, dem drei 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin-eluierende Stents implantiert waren, die Stents waren in der linken vorderen absteigenden Arterie (6A–6C), der linken gekrümmten Arterie (6D–6F) und der rechten Koronararterie (6G bis 6I) plaziert. 6A, 6D und 6G sind Ansichten, die den Stent vor Ort in dem Gefäß zeigen. 6B, 6E und 6H sind Querschnitte des Gefäßes, in denen die Stentverstrebungen in einer Querschnittsansicht sichtbar sind. 6C, 6F und 6I zeigen den Gefäßquerschnitt in einer höheren Vergrößerung, wobei die neoiniatmale Antwort oder deren Fehlen sichtbar sind.
7 bis 9 entsprechen Photomikrographien für Kontrollstens aus reinem Metall, die in einem Gefäß für 30 Tage plaziert waren. 7A–7C zeigen die rechte Koronaraterie eines Kontrolltieres 30 Tage nach der Implantation eines Stents aus reinem Metall, wobei 7A eine Abbildung eines Stents vor Ort in der Arterie zeigt und 7B–7C Querschnittsansichten des Stents in zwei verschiedenen Vergrößerungen zeigen.
8A–8C zeigen die linke vordere absteigende Arterie eines Kontrolltieres 30 Tage nach der Implantation eines Stents aus reinem Metall, wobei 8 eine Abbildung eines Stents vor Ort in der Arterie zeigt und 8B–8C Querschnittsansichten des Stents in zwei verschiedenen Vergrößerungen zeigen.
9A–9C zeigen die linke gekrümmte Arterie eines Kontrolltieres 30 Tage nach der Implantation eines Stents aus reinem Metall, wobei 9A eine Abbildung eines Stents vor Ort in der Arterie zeigt und 9B–9C Querschnittsansichten des Stents in zwei verschiedenen Vergrößerungen zeigen.
Die Photographien in 5 bis 9 ermöglichen die Bestimmung mittels der Fläche des neuen Gewebes innerhalb des Stents nach 30 Tagen in vivo mittels Planimetrie. Die durchschnittliche Dicke des neuen Gewebes, das in dem Stent bei jedem Implantat gebildet wurde, wurde bestimmt und gegen einem Verletzungsscore geplottet und auch nach dem 30tägigen Testzeitraum bestimmt. Eine lineare Regressionsanalyse der Daten auf Basis der Methode der kleinsten Quadrate lieferte ein sensitives Verfahren zum Vergleich der therapeutischen Wirksamkeit der verschiedenen Stentzusammensetzungen.
Der Grad der vaskulären Verletzung wurde auch quantifiziert durch Bestimmung eines "Verletzungsscores", basierend auf der Menge und Länge der Risse in verschiedenen Wandstrukturen. Der Grad der Verletzung wurde wie folgt bestimmt:

0 = intakte innere elastische Lamina
1 = zerrissene innere elastische Lamina mit Ausdehnung in oberflächliche mediale Schichten (kleine Verletzung)
2 = zerrissene innere elastische Lamina mit Ausdehnung in tiefere mediale Schichten (mediale Dissektion)
3 = zerrissene externe Lamina mit Ausdehung in die Adventitia. Der mittlere Verletzungsscore für jedes arterielle Segment wurde bestimmt durch Division der Summe der Verletzungsscores für jede Stentverstrebung durch die Gesamtzahl der Stentverstrebungen der proximalen, mittleren und distalen Stentabschnitte, für die das von Schwartz et al. beschriebene Verfahren verwendet wurde (J. Am. Coll. Cardiol., 19:267-274 (1992)).

Nach der Analyse der Spätschäden- und Verletzungsscores wurden die durchschnittlichen Late Loss als eine Funktion des Verletzungsscores für die Teststents für jedes Tier geplottet. 10 zeigt einen Plot, der den Late Loss in mm als eine Funktion des Verletzungsscores für 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluierende Stents (durchgezogene Linie), 42-O-Hydroxyheptylrapamycin eluierende Stents (gestrichelte Linie) und Kontrollstent aus reinem Metall (gepunktete Linie) zeigt. Die Stents wurden in dem Gefäß 30 Tage plaziert. Stents, die 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluieren, zeigten eine neointimale Antwort auf Verletzung von 0,83 mm/Verletzungsscoreinkrements (d.h. Neigung der Regressionslinie) und einen Abschnitt der Zeroverletzung von 0,126 mm. Stents, die 42-O-Hydroxyheptylrapamycin eluieren, hatten eine neointimale Antwort auf Verletzung von 0,130 mm/Verletzungsscoreinkrements (d.h. Neigung der Regressionslinie) und einen Abschnitt der Zeroverletzung von 0,126 mm/Verletzungsscoreinkrement (d.h. Neigung der Regressionslinie). Die Stents aus reinem Metall zeigten eine neointimale Antwort auf Verletzung von 0,165 mm/Verletzungsscoreinkrements (d.h. Neigung der Regressionslinie) und einen Abschnitt der Zeroverletzung von 0,165 mm. Demnach hatten die Stents, die 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluieren einen geringere neointimale Dicke nach 30 Tagen (d.h. Late Loss) als Stents, die 42-O-Hydroxyheptylrapamycin eluieren oder als die Kontrollmetallstents.
11 ist eine ähnliche Zeichnung, die den durchschnittlichen Late Loss in mm als eine Funktion des Verletzungsscores für 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluierende Stents (durchgezogene Linie), Everolimuseluierende Stents (gestrichelte Linie) und Kontrollstents aus reinem Metall (gepunktete Linie) 30 Tage nach Implantation in einem Gefäß eines Schweines zeigt. Erneut ist ersichtlich, daß Stents, die für 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluieren eine therapeutische Wirkung zeigen, wenn sie mit Stents aus reinen Metall verglichen werden.
In einer weiteren Untersuchung wurden Stents, die 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin in Form eines Polymers (Poly-dl-Milchsäure) aufweisen, zur Insertion in Schweine mit einer Gefäßüberdehnungsverletzung der Koronararterie hergestellt. Vergleichs- und Kontrollstents schließen Stents aus reinem Metall, Stents mit einer Beschichtung mit Poly-dl-Milchsäure und fehlendem Arzneimittel, Stents mit Rapamycin in einer Poly-dl-Milchsäurepolymerbeschichtung und Stents mit Everolimus in einer Poly-dl-Milchsäurebeschichtung ein. Die Stents wurde in die Gefäße, die ernsthaft verletzt waren (durchschnittlich ungefähr 36%ige Überdehnungsverletzung des Gefäßes), mit einem Angioplastie-Ballon eingebracht. Die kontrollierten Überdehnungen, für die der Ballonkatheter verwendet wurde, bewirkten schwere Abrisse und Dehnungen der intimalen und medialen Schichten der Gefäße, was zu einer exuberanten Restenose 28 Tage nach der Implantation führte. Auf diese Weise war es möglich, die relative Wirksamkeit der verschiedenen Testverbindungen, die in den Gefäßen auf den selben Metallstents/Polymeraufbau vorhanden waren, zu bestimmen. Zum Zeitpunkt der Einbringung wurde das Ausmaß der Überdehnung als das Prozentverhältnis Ballon/Arterie (B/A) aufgezeichnet.
Achtundzwanzig Tage nach der Einbringung der Stents wurden verschiedene Parameter bestimmt, einschließlich der mittleren Lumenspätschäden, neointimale Fläche, Verletzungsscore, und die Prozentdurchmesser der Stenose wurden bestimmt. Für zwei der Testgruppen, die Kontrollgruppe mit einem Stent aus reinem Metall und einer Vergleichskontrollgruppe mit einem Stent, der eine Polymerbeschichtung mit 325 μg Everolimus aufwies, wurden die Daten zu einem 6monatigen Zeitpunkt gesammelt. Die Ergebnisse sind in Tabelle 1 gezeigt.
Die Daten in Tabelle 2 zeigen, obwohl die Arzneimittel-aufweisenden Stents besser arbeiten als die Stents aus reinem Metall oder Polymer-beschichteten Stents, daß die Stents, die 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin aufweisen, den geringsten durchschnittlichen Lumenverlust und Prozent Durchmesserstenose ergeben. Daher zeigte 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin Überlegenheit bei der Unterdrückung der Zellproliferation, wenn es direkt mit Rapamycin und anderen bekannten Rapamycinderivaten im dem Koronararterienüberdehnungs-Verletzungsmodell beim Schwein verglichen wird.
Aus dem vorhergehenden kann gesehen werden, wie verschiedene Charakteristika und Ziele der Erfindung erreicht werden.
42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin hat in vitro Potenz, die ähnlich oder größer ist als die Potenz von Rapamycin oder einem anderen Rapamycinderivat, 42-O-Hydroxyheptylrapamycin. Die in vitro Aktivität des 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycinderivats wurden unter Verwendung von Stents gezeigt, die mit dem Arzneimittel überzogen waren und in dem Gefäß eines Tieres zur Inhibierung von Restenose plaziert waren. Das 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycinderivat kann in Präparaten formuliert werden, die geeignet sind zur topischen, parenteralen und lokalen Verabreichung zur Behandlung irgendeines Zustandes, der auf Rapamycin, Everolimuskrebsmittel oder anderen makrocylischen Lactonen antwortet.
V. Beispiele
Die folgenden Beispiel veranschaulichen des weiteren die hier beschriebene Erfindung und es ist nicht beabsichtigt, damit den Umfang der Erfindung zu beschränken.
Beispiel 1
Herstellung von 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin (Biolimus A9)
A. Synthese von 2-Ethoxyethyltriflat
Zu einer gerührten gekühlten (0°C) Lösung aus 4,28 g 2-Ethoxyethanol (Aldrich Chemical) und 10,14 g 2,6-Lutidin in 160 ml CH₂Cl₂ unter Stickstoff wurden langsam 19,74 g Trifluormethansulfonsäure(triflic)anhydrid gegeben. Die Mischung wurde mit vier Portionen 200 ml Lauge gewaschen und die organische Lösung wurde über wasserfreiem Natriumsulfat getrocknet, filtriert und konzentriert. Der Rückstand wurde mittels Flashchromatographie auf Silicagel 200–400 mesh (75:25 Hexan-Ethylether (v/v)) gereinigt, um das Triflat des 2-Ethoxyethanols: hellgelbe Flüssigkeit, TLC Rf = 0,47 mit Hexan-Ethylether 75:25 (v/v) zu erhalten.
B. Reaktion von 2-Ethyoxyethanoltriflat mit Rapamycin
Zu einer gerührten Lösung von 1 g Rapamycin und 7,66 g 2,6-Lutidin in 14,65 ml Toluol auf 60°C gehalten, wurden 5,81 g 2-Ethoxyethanoltriflat zugefügt. Es wurde für 90 Minuten weiter gerührt, danach wurden 50 ml Ethylacetat zu der Reaktion gegeben und die Lösung wurde mit 50 ml 1M HCl gewaschen. Das organische Material wurde mit deionisiertem Wasser gewaschen bis der pH-Wert der Waschlösung neutral war und die organische Lösung wurde über wasserfreiem Natriumsulfat getrocknet, filtriert und konzentriert. Der Rückstand wurde mittels Flashchromatographie auf Silicagel 200–400 mesh (40:60 Hexan-Ethylacetat (v/v)) gereinigt, um 210 mg 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin zu ergeben. TLC Rf = 41 unter Verwendung von 40:60 Hexan-Ethylacetat (v/v). MS (ESI) m/z 1008,5 C₅₅H₈₇NNaO₁₄. Ein Massenspektrum der Verbindung der Überschrift ist in 1 gezeigt.
Die chemische Struktur von 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin wurde weiter durch Massenspektrometrie Tandemquadrupolversuche (CAD-Versuche, Stoßaktivierungsdissoziation) bestätigt. Diese Untersuchungen wurden auf einem Thermo Finnigan, LCQ Advantage Quadrupol-Ionenfallenmassenspektrometer durchgeführt, das mit einer Elektronensprayionisationsquelle ausgestattet war. Direkte Infusion der Probe in Methanol wurde mit einer Flußrate von 2,5 μl/min aus einer Spritze durchgeführt. CAD-Versuche wurden ausgeführt, nachdem eine Maximumsignalintensität erhalten wurde. Helium wurde als Kollisionsgas verwendet. Kollisionsenergie wurde mit dem MS/MS-Experiment abgestimmt, um den ganzen Bereich an Fragmenten zu erhalten. Die Fragmentmuster weisen auf die Anwesenheit des Zonenpaares 1008,5 → 417,5 hin. Diese Ergebnisse sind in Übereinstimmung mit der chemischen Struktur des 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin, die oben angegeben ist.
Die Reinheit des Produktes wurde mit HPLC bestimmt. Ein Zorbax SB-C18 HPLC-System mit einer 4,6 mm ID × 250 mm (5 μl) Säule wurde verwendet. Ein Stufengradientlösungsmittelsystem wurde verwendet bestehend aus 100% (10% Methanol-Wasser), eine Minute; 50% (10% Methanol-Wasser)/50% Methanol, eine Minute; 25% (10% Methanol-Wasser/75%Methanol, eine Minute; 100% Methanol. Ein Flußgeschwindigkeit von 1,0 ml wurde verwendet. Die Säulentemperatur war 55°C. 2.0 μg 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin wurde auf die Säule in einem Volumen von 20 μl Methanol gespritzt. Der Nachweis wurde mit UV bei 278 nm geführt. Die Reinheit betrug 98,7% (Durchschnitt von drei Läufen; SD = 0,2).
Vergleichsbeispiel
Herstellung von 42-O-(2-Methoxyethyl)rapamycin
A. Synthese von 2-Methoxyethanoltriflat
Zu einer gerührten gekühlten (0°C) Lösung aus 1,8 g 2-Methoxyethanol (Aldrich Chemical) und 5,07 g 2,6-Lutidin in 80 ml CH₂Cl₂ unter Stickstoff wurden langsam 9,87 g Trifluormethansulfonsäure(triflic)anhydrid gegeben. Die Mischung wurde mit fünf Portionen 100 ml Lauge gewaschen und die organische Lösung wurde über wasserfreiem Natriumsulfat getrocknet, filtriert und konzentriert. Der Rückstand wurde mittels Flashchromatographie auf Silicagel 200–400 mesh (75:25 Hexan-Ethylether (v/v)) gereinigt, um das Triflat des 2-Methoxyethanols: hellbraune Flüssigkeit, TLC Rf = 0,61 unter Verwendung des gleichen Lösungsmittelsystem, wie oben, zu erhalten.
B. Reaktion von 2-Methoxyethanoltriflat mit Rapamycin
Eine Mischung aus 8,0 g Rapamycin, 52,9 μl Lutidin und 34 μl 2-Methoxyethanoltriflat wurde bei 60°C in einem 1,5 ml Mikrozentrifugenröhrchen (Laborstory Plastics) für 1,5 Stunden aufbewahrt. 150 μl Ethylacetat und 150 μl 1M HCl wurden zugegeben und die Lösungen durch heftiges Schütteln vermischt. Trennung und direkte präparative TLC der organischen Schicht (40:60 Hexan/Ethylacetat (v/v) führte zur 2,3 mg 42-O-(2-Methoxyethyl)rapamycin. MS (ESI) M/Z 994,6 C₅₄H₈₅NNaO₁₄. MS/MS 995 → 403.
Beispiel 2
In vitro Potenz des 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin-Derivats Glatte-Muskelzellkulturen wurden ansteigenden Dosen an 42-O-(2-Methoxyethyl)rapamycin, 42-O-(Hydroxyheptyl)rapamycin und Rapamycin über 8 oder 9 Größenordnungen der Konzentration im Zellmedium ausgesetzt. Die Fähigkeit der Zellkulturen sich zu reproduzieren, wurde nach Arzneimittel-Exposition durch Zugabe eines kolorierten Reagens bestimmt, das eine Farbänderung der überlebenden Zellen bewirkt, danach folgte Zellcytometrie. Die Fähigkeit der Zellen zu migrieren, wurde bestimmt, wenn Zellen sich aus der Kultur durch eine poröse, der Kultur benachbarten Membranbarriere bewegten, und erneut durch Färben und Zellcytometrie. Die Ergebnisse dieser Tests sind für humane glatte Muskelzellen in 2 gezeigt. Die Ergebnisse zeigen, daß 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin (Quadrate) und 42-O-(Hydroxyheptyl)rapamycin (Rauten) eine ähnliche Potenz bei der Wachstumsunterdrückung von glatten Muskelzellen über 5 Größenordnungen der Konzentration sowohl für Schwein- als auch für humane Zellen haben.
Beispiel 3
Herstellung eines Stents, der 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin enthält
100 mg Poly(dl-Lactid) wurden in 2 ml Aceton bei Raumtemperatur gelöst. 6 mg 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin wurden in ein Fläschchen gegeben und 100 μl Lactidlösung zugegeben. Eine mikroprozessorkontrollierte Spritzenpumpe wurde für die präzise Verteilung von 4,5 μl der Arzneimittelenthaltenden Poly-dl-Lactidlösung auf die äußere Oberfläche eines metallischen Stents (erhältlich von Biosensors International Inc., Newport Beach, CA) verwendet. Das Verdampfen des Lösungsmittels führte zu einer einheitlichen Arzneimittel-enthaltenden Einzelpolymerschicht auf dem Stent.
Vergleichbare Stents, die Everolimus oder 42-O-Hydroxyheptylrapamycin enthalten, wurden auf identische Weise hergestellt.
Beispiel 4
In vivo Test der Stents, die 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin aufweisen
A. Tiermodell
Sechs out-bred jugendliche Schweine, die zwischen 30 bis 40 kg wogen, wurden erhalten. Die Tiere wurde versorgt und unter Quarantäne für ein Minimum von drei Tagen gehalten, bevor sie in die Untersuchung aufgenommen wurden. Alle Tiere wurden untersucht und in für diese Verwendung erprobten Ställen unter hygienischen Bedingungen gehalten. Ein auf Ernährung bezogenes ausgewogenes Standard-Schweinefutter wurden den zu untersuchenden Tieren gegeben und Wasser wurde ad libitum zur Verfügung gestellt.
B. Stentplazierung
Drei Tage vor der Einführung der Stents, erhielt jedes Tier 650 mg Aspirin, 500 mg Ticlopidin täglich und 120 mg Verapamil täglich. Aspirin (325 mg) wurde täglich während der gesamten Dauer der Untersuchung gegeben. Die Tiere bekamen zwölf Stunden vor der Plazierung des Stents nichts mehr zu essen.
Zur Plazierung des Stents wurde jedes Tier mit einer intramuskulären Injektion von 0,5 mg/kg Acepromazin, 20 mg/kg Ketamin und 0,05 mg/kg Atropin immobilisiert. Ein intravenöser Katheter wurde in einer Ohrvene plaziert und die Anästhesie wurde mit 5–8 mg/kg Thiopental herbeigeführt. Die Tiere wurden intubiert und ventiliert, die Anästhesie wurde mit inhalierten 1–2% Isofluran aufrechterhalten. Eine Belastungsdosis von intravenösem Bretyliumtosylat (10 mg/kg) wurde zur anti-arrhythmischen Therapie verabreicht.
Die operative Stelle wurde rasiert, gereinigt und drapiert. Ein Einschnitt wurde zur glatten Präparation der Gewebestelle über der Zugriffsarterie gemacht (entweder die rechte und/oder linke Halsschlagader oder die rechte und/oder linke Oberschenkelarterie). Die distalen und proximalen Segmente der Arterie wurden mit einer chirurgischen Naht gesichert; das distale Gefäß wurde abgebunden. Eine Arteriotomie wurde durchgeführt und eine Einfuhrhülse wurde in der Arterie plaziert.
Ein Führungskatheter wurde in der Hülse plaziert und unter fluoroskopischer Führung in die Koronararterien befördert. Nach Plazierung des Führungskatheters wurden angiographische Bilder der Gefäßes erhalten, um einen geeigneten Ort für den Stenteinsatz zu identifizieren. Die Spitze des Führungskatheters war in den genommenen Bildern eingeschlossen, um quantitative Koronarangiographiemessungen (QVA) zu erleichtern. Ein 0,014''-Führungsdraht wurde verwendet, um Stents an vorherbestimmten Stellen, ausgewählt aus den linken vorderen absteigenden (LAD), linken gekrümmten (LXC) und/oder rechten Koronar-(RCA) Arterien abzusetzen. Stents wurden typischerweise in bis zu drei Koronararterien plaziert, wobei nur jeweils ein Stent in jeder Arterie plaziert war. Wenn nötig, wurden zusätzliche Ballonaufblähungen durchgeführt, um positive Anpassung des Stents an die Gefäßwand sicherzustellen. Der endgültige Stentdurchmesser wurde ausgewählt, um eine "Überdehnungsverletzung" von 20% ± 10% über dem durchschnittlichen Gefäßdurchmesser (MLD) zu schaffen. Nachdem Stenteinsatz wurden zusätzliche Angiographiebilder der behandelten Gefäßsegmente in der gleichen Orientierung wie die anfänglichen Bilder erhalten.
Intravenös wurde Bretyliumtosylat (10 mg/kg) am Ende des Verfahren zur anti-arrhythmischen Therapie gegeben. Anschließend an das Verfahren wurden die Katheter entfernt, das proximale Gefäß mit O-Seide abgebunden und die arterielle Einschnittstelle in einer dreischichtigen Art und Weise repariert. Die facia und subkutanen Schichten wurden mit einer fortlaufenden chirurgischen Naht mit 2-0-Monocryl verschlossen. Den Tieren wurde ermöglicht, sich zu erholen.
Neun Stents, die 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin aus einer Polymerschicht aus Poly-Milchsäure eluieren, wurden in Schweinen implantiert und sechs Kontrollen wurden reine Metallstents implantiert. Als Vergleichskontrollen wurden 18 Stents, die Everolimus eluieren und 12 Stents, die 42-O-Hydroxyheptylrapamycin eluieren, implantiert. Die Ergebnisse sind in 5 bis 9 gezeigt.
C. Beobachtung der Testtiere
Am Ende der Untersuchung wurden die Tiere getötet und eine Thoracotomie wurde durchgeführt. Die Koronararterien wurden mit wenigstens einem Liter Formalin perfundiert, das in die Koronararterien infundiert wurde. Es wurde dann eine Kardiectomie durchgeführt und die Gefäße wurden in Augenschein genommen, um sie auf irgendein äußeres oder inneres Trauma zu überprüfen. Die mit einem Stent versehenen Gefäße wurden aus dem Herzen entfernt, in abgedichteten Laborgefäßen mit einer neuen 10%igen Formalinlösung gelagert und für die Histologiepräparation verpackt.
Quantitative Angiographie wurde durchgeführt, um den Gefäßdurchmesser sofort vor und nach der Stentplazierung und auch als Follow-up (d.h. nach dem Tod des Tieres) zu messen. Das Verhältnis Stent zu Arterie (d.h. B/A oder Ballon/Arterie) wurde aus diesen Messungen bestimmt. Die angiographischen Prozent der Stenose wurden aus den Messungen des minimalen Lumendurchmessers, der aus dem Wiederholungsangiogramm erhalten wurde, bestimmt. Histologische Messungen wurden von den Schnitten der nativen Gefäße, die proximal und distal zu den Stents sind, ebenso wie von den proximalen, mittleren und distalen Teilen des Stents gemacht. Der durchschnittliche Verletzungsscore für jedes arterielle Segment wurde berechnet durch Dividieren der Summe der Verletzungsscores von jeder Stentverstrebungsstelle durch die Gesamtzahl der Stentverstrebungen in den proximalen, mittleren und distalen Stentsektionen, wobei das Verfahren, das von Schwartz et al. (J. Am. Coll. Cardiol., 19:267-274 (1992)) beschrieben wurde, verwendet wurde.
Die neointimale Dicke wurde an den nativen Gefäßen, die proximal und distal zu dem Stent sind, und an den proximalen, mittleren und distalen Teilen innerhalb des Stents gemessen. Die neointima, mittlere und Gesamt-Gefäßquerschnittsflächen jeder mittleren Stentsektion wurden mit digitaler Histomorphometrie gemessen, um die neointimalen Flächen und Prozentflächen Stenose zu bestimmen, definiert als [(intimale Fläche/native Lumenfläche) × 100]; wobei die native Lumenfläche die Fläche ist, die durch die innere elastische Lamina begrenzt ist. Die Daten werden als die mittlere ± Standardabweichung und als die maximale Prozentquerschnittsflächen, an jedes Individuum angenähert, ausgedrückt. Statistische Analyse der histologischen und angiographischen Daten wurde durch die Verwendung der Varianzanalyse (ANOVA) vervollständigt. Ein p < 0,05 wurde als statisch signifikant betrachtet.
QCA-Messungen wurden in Übereinstimmung mit der Lehre von Bell et al. (Cathet. Cardiovasc. Diagn., 40:66-74 (1997)) gemacht. Prozent Stenose (% Stenose) wurde bestimmt mit: % Stenose = [(RVD . MLD)/RVD] × 100,wobei MLD der minimale Lumendurchmesser und RVD der distale und proximale Referenzgefäßdurchmesser ist.
Die histomorphometrische Analyse schließt Lumenquerschnittsfläche, innere elastische Lamina (IEL) und/oder Stentfläche, neointimale Fläche, mediale Fläche, adventitelle Fläche, Prozent In-Stent-Stenose, intimale Dicke jeder Stentverstrebung und Verletzungsscore an jeder Stentverstrebung ein.
Der Grad der vaskulären Verletzung wurde auch quantifiziert, durch Bestimmung eines "Verletzungsscores" basierend auf der Menge und der Länge des Risse der verschiedenen Wandstrukturen. Der Grad der Verletzung wurde wie folgt kalkuliert:

0 = intakte innere elastische Lamina
1 = zerrissene innere elastische Lamina mit Exposition zu oberflächlichen medialen Schichten (kleine Verletzung)
2 = zerrissene innere elastische Lamina mit Exposition zu tieferen medialen Schichten (mediale Präparation)
3 = zerrissene externe Lamina mit Exposition zur Adventitia.

Der Hauptverletzungsscore für jedes arterielle Segment wurde bestimmt durch Dividieren der Summe der Verletzungsscores für jede Stentverstrebung durch die Gesamtzahl der Stentverstrebungen der proximalen, mittleren und distalen Stentabschnitte, für die das von Schwartz et al. beschriebene Verfahren verwendet wurde (J. Am. Coll. Cardiol., 19:267-274 (1992)).
D. Histologie
Die mit einem Stent versehenen Segmente wurden für Routinehistologie vorbereitet, aufgeschnitten und gefärbt wobei den Standardlaborvorschriften, wie von Isner et al. (Biochemical and Biophysical Research Communications, 235:311-316 (1997)) beschrieben, gefolgt wurde. Hematoxylin- und Eosin- Färbung, sowie Färbung des elastischen und Bindegewebes wurden in alternierender Art und Weise an seriellen Schnitten über die Länge des Stents (distales/proximales Referenzgefäß proximaler/mittlerer/distaler Stent) durchgeführt.
Photographien der histologischen Schnitte von Tieren, die mit 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin eluierenden Stents behandelt wurden, sind in 5A–5I für ein Testtier mit drei Stents gezeigt, die in der linken vorderen absteigenden Arterie (5A–5C), der linken gekrümmten Arterie (5D–5F) und der rechten Koronararterie (5G bis 5I) plaziert sind; und in 6A–6I für ein zweites Testtier mit drei Stents in der linken vorderen absteigenden Arterie (6A–6C), der linken gekrümmten Arterie (6D–6F) und der rechten Koronararterie (6G bis 6I).
Photographien der histologischen Schnitte der Gefäße, die von sechs Kontrolltieren, denen ein reiner Metallstent für 30 Tage implantiert wurde, genommen wurden, sind in 7 bis 9 gezeigt.
Beispiel 5
Humane Erprobung unter Verwendung eines Biolimus A9-eluierenden Stents
A. Organisation der klinischen Erprobung
Eine 6monatige klinische Erprobung wurde durchgeführt, um die Sicherheit und Wirksamkeit eines Koronararterienarzneimittel-eluierenden Stents zu bestimmen, der in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung konstruiert war und der formuliert war, um 42-O-(2-Ethoxyethyl)rapamycin (Biolimus A9) in de novo Koronarläsionen freizusetzen, das von einem biologisch-absorbierbaren PLA Polymer-beschichteten Stent eluiert wird. Das Verhältnis Arzneimittel: Polymer in der Stentbeschichtung war 1:1 in Gewichtsanteilen. Der beschichtete Stent wurde auf einen Ballon-ptca-Katheter aufgebracht, e-beam sterilisiert, an die Läsionsstelle der Koronararterie des Patienten gebracht und unter Fluoroskopie in einem Katheterisierungslabor expandiert, um zu erreichen, daß der Stent in der Arterie des Patienten implantiert wird.
Die randiomisierte Doppelblindstudie an 120-Patienten wurde am Herzzentrum Siegburg und im Brüderkrankenhaus Trier und am Institut Dante Pazzanese of Cardiology, einem medizinischen Forschungshospital ansässig in Sao Paulo, Brasilien, durchgeführt. Das Harvard Cardiovascular Research Institute (Boston) und die Cardiovascular Research Foundation (New York) dienten als Daten- und Angiographie-Zentrallaboratorien für die Untersuchung und das Stanford Cardiovascular Research Institute (Stanford, CA) diente als das IntraVascular Ultrasound (IVUS)-Zentrallabor.
Anders als gegenwärtig freigegebene Arzneimittel-eluierende Stents, die eine dauerhafte Polymerbeschichtung verwenden, um die Anti-Stenose-Arzneimittel freizusetzen und die in der Koronararterie des Patienten lebenslang bleiben, haben die Biolimus A9-Stents, die in dieser Erprobung verwendet wurden, eine biologisch abbaubare Beschichtung, die sich während der Arzneimittelabgabe in biologisch natürliche Produkte (d.h. Polymilchsäure oder "PLA") auflöst. Die natürlichen Produkte werden dann metabolisiert und vom Körper als Kohlendioxid und Wasser ausgeschieden.
B. Ergebnisse der klinischen Erprobung
Die Ergebnisse der klinischen Erprobung können wie folgt zusammengefaßt werden. Die angiographische Analyse weist auf einen geringere Restenoserate (3,9% gegen 7,7%, P = 0,4) und verminderte Late Loss innerhalb des Stents (0,26 gegen 0,74, P < 0,001) in der Biolimus A9-Stentgruppe verglichen mit der Reines-Metall-Kontroll-Stent-Gruppe hin. "Late Loss" bezieht sich auf die Dicke des Narbengewebes oder "Neointima", die sich innerhalb des Stents bilden. Die Bildung von Narbengewebe nach Implantation eines Stens aus reinem Metall in einem signifikanten Teil der Reines-Metall-Stent-Implantatfälle reduziert den Blutfluß zum Herzen und kann die Langzeitwirksamkeit des Stents reduzieren.
Weder in der Arzneimittel-eluierenden Stent- noch der Reines-Metall-Stent-(Kontroll)-Gruppe trat an den proximalen oder distalen Enden des Stents Restenose auf. Nach der Intravascular Ultrasound-(IVUS)-Analyse waren die % des Neointimalen Volumens (2,6% gegen 23,5%, P < 0,001) signifikant niedriger in der Biolimus A9-Stentgruppe verglichen mit der Reines-Metall-Stent- Kontrollgruppe. "Neointimales Volumen" ist eher ein Verfahren zur Messung des Gesamtvolumens als das die Dicke der Neointima, die innerhalb des Stents gebildet wird.
Deshalb wird daraus geschlossen, daß der Biolimus A9-eluierende Stent, der das Rapamycinderviat Biolimus A9 aus einer biologisch abbaubaren PLA-Polymerbeschichtung eluiert, signifikant reduzierte neointimale Hyperplasie zeigt, wenn er mit einem Stent aus reinem Metall in dieser klinischen Erprobung verglichen wird. Ein niedrige ungünstige Ergebnisrate (5%) und das Fehlen von Herztod zeigt weiterhin, daß dieser neue Stent sicher für die Verwendung beim Menschen ist.
Beispiel 6
Vergleich der Effizienz von Biolimus A9-eluierendem Stent mit Sirolimus-eluierendem Stent
Die Effizienz eines Biolimus A9-eluierenden Stents wurde mit der eines Sirolimus-eluierenden Stents verglichen. Die Daten, die für diesen Vergleich verwendet wurden, waren die Daten der klinischen Erprobung von Biolimus A9, die in Beispiel 5 dargestellt werden, und die klinischen Daten aus der Literatur für einen Sirolimus-eluierenden Stent, der kürzlich als der Sirolimus-eluierende Stent ("Cypher") auf den Markt gebracht wurde.

Die Ergebnisse der RAVEL First-in-Man-Erprobung des Cypher-Stents, der Sirolimus (Rapamycin) aus einer permanenten Polymerbeschichtung eluiert, wurden von der Clinique Pasteur, Paris, Frankreich auf den Euro PCR Scientific Sessions im April 2001 vorgestellt. Tabelle 2 zeigt die Daten der RAVEL-Erprobung. Tabelle 2

RAVELivus In-Stent-Analyse nach 6monatigem Follow-up Sirolimus (N = 48) Kontrolle (N = 46)
EEM-Volumen (mm³)	280	280	NS
Stent-Volumen (mm³)	131	132	NS
Neointimales Volumen (mm³)	2	37	< 0,0001
Lumen-Volumen (mm³)	129	95	< 0,0001
% Volumen-Verstopfung	1,4	28,6	< 0,0001
unvollständige Apposition %	20	4	< 0,015

In der Ravel-Studie wurden Patienten mit kürzeren Koronarläsionen, durchschnittlich 9,56 mm in der Länge, untersucht und die längsten Sirolimuseluierenden Stents, die bei der Ravel-Erprobung implantiert wurden, waren 15 mm. Im Vergleich betrug die durchschnittliche Läsionslänge in der Biolimus A9-eluierenden Stenterprobung 15,7 mm und Stentlängen mit 14, 18 und 28 mm wurden implantiert. Die durchschnittlichen Gefäßdurchmesser waren ähnlich in den beiden Erprobungen (3,0 mm). Die ersten vier in Tabelle 2 zitierten Parameter waren ähnlich bei dem Biolimus A9-eluierenden Stent nach Korrektur für die Unterschiede der durchschnittlich implantierten Stentlängen. Die % Volumen-Verstopfung für den Biolimus A9-eluierenden Stent betrug 2,6%, nicht statistisch unterschiedlich von den oben veröffentlichten Ergebnissen. Die unvollständige Apposition bei der Erprobung des Biolimus A9-eluierenden Stent war jedoch signifikant niedriger (13%) verglichen mit dem Sirolimuseluierenden Stent. Die unvollständige Apposition des Biolimus A9-eluierenden (BioMATRIX)-Stents wurden durch die IVUS-Core-Lab-Analyse, wie in Tabelle 3 gezeigt, stratifiziert: Tabelle 3 Stent unvollständige Apposition BioMATRIX-Stent

Gesamt Stentkörper:Stentkante

Basislinie (n = 75) 6monatigr Follow-up 10 (13%) 2:8

(n = 69) 12* (17%) 4:9**

persistent 10 (14%) 2:8

zum Rückgang gebracht 0 (0%) 0:0

späte SIA 2 (3%) 2:0

* keine Basislinie IVUS in einem Fall
** ein Fall hatte Kanten-SIA (persistent) und Körper-SIA (spät erworben)

Die viel geringere Rate der unvollständigen Apposition, wie aus der Biolimus A9-eluierenden Stenterprobung entnommen werden kann, ist das Ergebnis einer viel geringeren Spät-(Late)-Unvollständige-Stent-Appositions-Rate (LSIA) des Biolimus-eluierenden Stents gegenüber dem Sirolimuseluierenden Stent (3% gegen ~10%).
Tatsächlich ist die Inzidenz der Spät-(Late)-Unvollständige-Stent-Apposition bei dem Biolimus-eluierenden Stent vergleichbar mit dem historischen Durchschnitt, der von dem Stanford Core Lab für Stents aus reinem Metall beobachtet wurde, und wie sie für den Kontrollstent aus reinem Metall bei dem Biolimus A9-eluierenden Stentversuch beobachtet wurde (die historische Rate ist 3%). Mit diesen Daten läßt sich feststellen, daß der Biolimus A9-eluierende Stent biokompatibler ist als der Sirolimus-eluierende Stent, was eine geringere Häufigkeit von Aneurismusbildung in den Gefäßwänden bewirkt, die den Stent umgeben. Obwohl zur Zeit keine klinischen Spätschäden bekannt sind, die mit "Spät-(Late)-Unvollständige-Stent-Apposition" verbunden sind, bevorzugen Kardiologen eine geringe Häufigkeitsrate dieses Phänomens, wenn Stents verglichen werden, weil es die Möglichkeit einer ortsgebundenen Gewebereaktion gegenüber dem Stent und Gefäßwandaneurismenbildung bei einigen Patienten andeutet, die zu, bis jetzt unbekannten, Langzeitkomplikationen, wie Gefäßwandbruch, führen können oder nicht.
Aus diesen Daten wurde geschlossen, daß Biolimus A9-Arzneimittel gegenüber dem Arzneimittel Sirolimus besser bei der Verhinderung der Aneurismusbildung der Gefäßwand und Late-Incomplete-Appositions ist.
Eine weitere Untersuchung (The Sirius Trial) des Sirolimus-eluierenden Stents (Cypher) wurde im Sept. 2002 bei dem Trans Catheter Therapeutics Scientific Sessions in Washington DC vorgestellt. 12 zeigt die Daten des Sirius Trial, die auf dem Meeting vorgestellt wurden.
12 begründet den Zusammenhang für den Sirolimus-eluierenden Stent zwischen Restenoserate in dem implantierten Gefäßsegment gegenüber der Stentlänge. Diese Daten wurden mit den Ergebnissen des Biolimus A9-eluierenden Stents verglichen, mit dem Ergebnis, daß bei jeder Stentlänge die Restenoserate für den Biolimus A9-eluierenden Stent im Bereich von 2 bis 6% geringer war, dies deutet auf eine bessere Wirksamkeit des Biolimus-eluierenden Stents hin. Im Durchschnitt war für alle implantierten Stentlängen im Bereich von 8 bis 28 mm die durchschnittliche In-Läsionsrestenoserate des Biolimus A9-eluierenden Stents 3,9%, bei einer durchschnittlichen Länge des implantierten Stents bei der Biolimus A9-eluierenden Stenterprobung von 19,7 mm. Die folgenden Stentlängen wurden implantiert:

Stentlänge % der Gesamtgefäße

8 mm 1,3%

14 mm 44,1%

18 mm 32,5%

28 mm 22,1%

Claims

Verbindung der Formel
wobei R gleich (CH₂)₂-O-CH₂CH₃ ist.
Zusammensetzung, die die Verbindung nach Anspruch 1 zusammen mit einem Träger umfaßt.
Zusammensetzung nach Anspruch 2, bei der der Träger ein pharmazeutisches Präparat ist, das die Form einer Salbe oder eines Gels hat.
Zusammensetzung nach Anspruch 2, bei der der Träger ein pharmazeutisches Präparat ist, daß aus Polymermikropartikeln besteht.
Zusammensetzung nach Anspruch 2, bei der der Träger ein pharmazeutisches Präparat ist, das die Form einer Flüssigkeit, einer Tablette oder eines Suppsitoriums hat.
Zusammensetzung nach Anspruch 2, bei der Träger ein Stent ist.
Zusammensetzung nach Anspruch 6, bei der der Stent aus einem Metall oder Polymer gebildet ist.
Zusammensetzung nach Anspruch 7, bei der der Stent ein biologisch abbaubares Polymer ist.
Zusammensetzung nach Anspruch 7, bei der der Stent ein Metall ist und die Verbindung direkt auf der Oberfläche des Stents aufgetragen ist.
Zusammensetzung nach Anspruch 7, bei die Verbindung in einer Polymerschicht, die in Kontakt mit dem Stent ist, aufgenommen ist.
Zusammensetzung nach Anspruch 8, bei die Verbindung in einer Polymerschicht, die in Kontakt mit dem Stent ist, aufgenommen ist.
Stent zur Behandlung von Restenose umfassend eine n dehnbaren Stentkörper, und auf dem Stentkörper zur Abgabe in einer kontrollierten Rate daraus ist eine Verbindung der Formel
wobei R gleich (CH₂)₂-O-CH₂CH₃ ist, vorhanden.
Stent nach Anspruch 12, bei dem der Stentkörper aus Metall oder Polymer besteht.
Stent nach Anspruch 13, bei dem der Stentkörper aus einem biologisch abbaubaren Polymer besteht.
Stent nach Anspruch 12, bei dem der Stent außerdem eine Polymerschicht einschließt, die in Kontakt mit dem Stentkörper und der Verbindung ist, die in der Polymerschicht inkorporiert ist.
Stent nach Anspruch 15, bei dem die Polymerschicht aus einem biologisch abbaubaren Polymer besetht.
Stent nach Anspruch 15, außerdem umfassend eine Polymerunterlage, die zwischen dem Stentkörper und der Polymerschicht angeordnet ist.
Stent nach Anspruch 12, bei dem der Stentkörper eine Oberfläche hat und die Oberfläche behandelt wird, um die Adhäsion der Verbindung verglichen mit einer Stentoberfläche, die nicht behandelt ist, zu verstärken.
Stent nach Anspruch 18, bei dem der Stent mit einer Salpetersäurelösung behandelt ist.
Stent nach Anspruch 18, bei dem die Stentoberfläche mit einem Verfahren ausgewählt aus Sandstrahlen, Ätzen mit einem Laser und chemischem Ätzen behandelt ist.
Stent nach Anspruch 12, bei dem die Verbindung auf den Stent aus einer Lösung der Verbindung in einem organischen Lösungsmittel aufgebracht wird.
Stent nach Anspruch 21, bei dem eine Membran über die Verbindung aufgetragen wird, um die biologische Verfügbarkeit der Verbindung zu kontrollieren.
Stent nach Anspruch 21, bei dem eine Polymerunterlage in Kontakt mit dem Stent ist und die Verbindung/Polymerfilm ist in Kontakt mit der Polymerunterlage.
Stent nach Anspruch 23, bei dem die Polymerunterlage Polytetrafluorethylen (Teflon) oder Poly(dichlor-para-xylylen) (Parylen) ist.
Stent nach Anspruch 22, bei dem die Membran eine Polymermembran ist.
Stent nach Anspruch 21, bei dem die Lösung auf den Stent mit einer Technik ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Aufstreichen, Sprühen, Eintauchen und Auftragen aufgetragen wird.
Stent nach Anspruch 21, bei dem die Verbindung eine glasige Schicht auf dem Stent bildet.
Stent nach Anspruch 21, bei dem die Lösung zwischen 2 und 60 Gewichts-% Verbindung, der Rest Lösungsmittel, umfaßt.
Stent nach Anspruch 28, bei dem das Lösungsmittel Essigsäureethylester ist.
Verwendung einer Verbindung nach Anspruch 1 für die Herstellung eines Medikaments zur Behandlung von Konditionen ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus: Restenose; Wundheilung; vaskuläre Verwundung: vaskuläre Entzündung; und Transplantationsabstoßung.
Verwendung nach Anspruch 30, bei der das Medikament ein Stent ist, wie in Anspruch 12 definiert ist, und bei dem der Zustand Restenose ist.
Verbindung der Formel
wobei R gleich (CH₂)₂-O-CH₂CH₃ zur Verwendung zur Behandlung von Restenose.
Zusammensetzung umfassen die Verbindung nach Anspruch 32 in Kombination mit einem Träger.