AT501700A1

AT501700A1 - Mit strahlung härtbare, biologisch abbaubare zusammensetzungen und deren verwendung als stützmaterialien für den knochenersatz

Info

Publication number: AT501700A1
Application number: AT0062605A
Authority: AT
Inventors: Robert Dr Liska; Heinrich Dr Gruber; Monika Dipl Ing Schuster; Juergen Dr Stampfl; Franz Dr Varga
Original assignee: Univ Wien Tech
Priority date: 2005-04-14
Filing date: 2005-04-14
Publication date: 2006-10-15
Also published as: WO2006108202A8; US20080287565A1; JP2008535979A; WO2006108202A1; EP1869093A1; CA2604492A1; US8022155B2; AT501700B1

Description

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Mit Strahlung härtbare, biologisch abbaubare Zusammensetzungen und deren Verwendung als polymere Stützmaterialien für den Knochenersatz.

Die Erfindung betrifft mit Strahlung härtbare, biokompatible und bioresorbierbare Zusammensetzungen und deren Verwendung in formgebenden Verfahren zur Herstellung von polymeren Stützmaterialien für den Knochenersatz.

Zur Heilung von Knochenbrüchen werden seit längerer Zeit Metallimplantate in Form von Schrauben, Stiften, Nägeln oder Platten eingesetzt, mit dem Nachteil, dass eine zweite Operation zur Entfernung der Fixierungsteile notwendig ist. Später wurden zur Fixierung von Knochenbrüchen auch Schrauben, Stifte und Nägel aus Polyglycolsäure, Polymilchsäure und deren Copolymeren eingeführt, einerseits wegen den mechanischen Eigenschaften, die denen von Knochen nahe kommen, andererseits, weil diese Implantate im Körper abgebaut werden und somit eine zweite Operation ersparen

Im Fall von Knochentumoren, die entfernt werden müssen, bleibt oft ein größerer Defekt zurück, der ausgefüllt werden muss. Dafür ist ein Material erforderlich, das für kurze Zeit als Stütze dient, solange der Organismus braucht, um den Knochen wieder aufzubauen. Das Material soll also den natürlichen Heilungsprozess unterstützen und nach einer gewissen Zeit vollständig vom Körper resorbiert werden. Dazu muss das Material nicht nur biokompatibel und bioabbaubar sein, sondern auch optimal für die Anhaftung und Proliferation von Knochenzellen (Osteoblasten) geeignet sein. Außerdem soll ein solches Ersatzmaterial einen ähnlichen Aufbau wie natürliche Knochen haben, also möglichst ein poröses, zellular aufgebautes Kompositmaterial sein.

Um die poröse Struktur von Knochen zu erzeugen gibt es zwei prinzipielle Möglichkeiten. Einerseits kann in eine flüssige Monomerformulierung eine Substanz eingebracht werden, die beim Aushärten Poren erzeugt. Das kann ein Schäumungsmittel sein, oder auch ein Feststoff wie Natriumchlorid oder Zucker, der nachträglich herausgelöst werden kann.

Bspw. wird in WO 98/20893 ein Verfahren beschrieben, bei dem in einer Silikonform Monomergemische in Gegenwart von Zuckerwürfeln ausgehärtet werden und anschließend der Zucker mit Wasser herausgelöst wird. Die Porengröße und die innere Geometrie können bei solchen Verfahren nur innerhalb bestimmter statistischer Grenzen kontrolliert werden und es ist damit nicht möglich definierte zellulare Strukturen zu erzeugen.

Besser geeignet zur Herstellung von Implantaten ist das Rapid Prototyping (RP) Verfahren, bei dem durch schichtweise Photopolymerisation einer Monomerformulierung die gewünschte zellulare 3D-Struktur „nach Maß“ angefertigt werden kann. Dabei können nicht nur beliebig unregelmäßige Formen - wie sie bei Knochendefekten gewöhnlich auftreten - hergestellt werden, sondern es sind damit auch Auflösungen im Bereich der Porendurchmesser von Knochen (100-500/vm) erreichbar. Übliche Biopolymere, die bereits in medizinischer Verwendung sind, wie beispielsweise Poly(a-hydroxysäuren), können jedoch nicht mittels RP-Verfahren hergestellt werden, da sie nicht aus photopolymerisierbaren Monomeren zugänglich sind. 2 ·· · · · · · · ·· · · • ·· · · · » # t · ······· · ···· ··· ·

Photovernetzbare Formulierungen, die zu bioabbaubaren und bioverträglichen Polymeren führen sind vereinzelt in der Literatur beschrieben.

In WO 03/002490 A2 werden Biomaterialien auf Basis von Poly(propylenfumarat) beansprucht, die mit Diethylfumarat photovernetzbar sind. Aus diesen Gemischen können entweder mit Hilfe von Abformtechniken vorgefertigte Implantate hergestellt werden, oder sie sie werden als injizierbare Formulierungen eingesetzt, die in vivo durch Photopolymerisation ausgehärtet werden.

Da diese Formulierungen immer bereits ein vorgefertigtes Polymer - nämlich Poly(propylenfumarat) - enthalten, ist die Einstellung der geeigneten Viskosität nur über hohe Anteile von Diethylfumarat möglich, was aber zu schwach vernetzten und damit mechanisch nicht sehr stabilen Formkörpem führt. Auch ist dadurch die gezielte Herstellung von porösen Strukturen nicht möglich, außerdem ist der Temperaturanstieg durch die Photopolymerisation beim in vivo - Einsatz problematisch.

Das System Poly(propylenfumarat)/Diethylfumarat wurde auch schon in einem stereolithographischen Verfahren verwendet. (M. Cooke, J.P. Fisher, D. Dean, C. Rimnac, A. Mikos, Journal of Biomedical Materials Research - Part B Applied Biomaterials, v 64, n 2, Feb 15, 2003, p 65-69). Dabei gelang die Herstellung eines Prototyp-Formkörpers, der allerdings nicht porös war. Auch die mechanische Stabilität der Formkörper mit einem Elastizitätsmodul von ca. 200 MPa entspricht nicht den mechanischen Materialanforderungen für Knochenersatzmaterialien, da natürlicher Knochen einen Elastizitätsmodul von über 2000 MPa aufweist. Von den Autoren wird auch hier auf die Problematik der Viskosität der Polymer/Monomer-Mischung hingewiesen, die dazu führt, dass die erhaltenen Formkörper nicht genau dem CAD-Modell entsprechen. Hohe Anteile an Diethylfumarat reduzieren die Viskosität, inhibieren aber die Vernetzung, Geringe Anteile führen zu starker Vernetzung, was aber wieder mit einer Verminderung der Bioresorbierbarkeit erkauft wird. Somit ist mit diesem System eine genaue Kontrolle der äußeren und inneren Morphologie der Implantate auch mittels Stereolithographie nur sehr eingeschränkt möglich. Ein weiteres Problem ist die bekannt geringe Polymerisationsgeschwindigkeit von Fumaraten. W. Matsuda et. al (T. Matsuda, M. Mizutani,, S. Arnold, Macromolecules 2000, 33.795-800, M. Mizutani, T. Matsuda, Journal of Biomedical Materials Research, v61, n 1, 2002, p 53-60) befassten sich mit photohärtbaren bioabbaubaren Polymeren auf Basis von Poly(8-caprolacton-co-trimethylencarbonat). Dabei wurden durch ringöffnende Copolymerization von ε-Caprolacton mit Trimethylencarbonat verzweigte aliphatische Polyester hergestellt, in welche anschließend Coumarin-Endgruppen eingeführt wurden. Bei Bestrahlung mit UV-Licht kommt es durch Photodimerisierung der Endgruppen zur Vernetzung der Polyester. Neben den hier ebenfalls auftretenden Problemen bei der Viskositätseinstellung erfolgt hierbei die Vernetzung nur über die Endgruppen. Dies führt nicht nur zu sehr geringen Vemetzungsgeschwindigkeiten, sondern man erhält mit diesen Polymeren nur geringe Vemetzungsdichten, was sich ungünstig auf die mechanischen Eigenschaften der Formkörper auswirkt, wie die geringen Elastizitätsmodul! von maximal 40 MPa zeigen.

Durch Einführung von Acrylat-Endgruppen in dieselben verzeigten Polyester konnte zwar die Polymerisationsgeschwindigkeit erhöht werden, die anderen erwähnten Probleme werden dadurch aber nicht beseitigt, (M. Mizutani, T. Matsuda, Journal of 3 ·♦ ·♦ ·♦·· *· «· • ·· · · ♦ ·« # · ······· # • · · ♦ ··· · • « · # f # · φ #

Biomedical Materials Research, 62, 2002, S.387, T. Matsuda, M. Mizutani Journal of Biomedical Materials Research, 62, 2002, S.395).

In US 6 083 524 werden Acrylat-terminierte Makromonomere mit einem zentralen Polyethylenglykol-Segment, das durch Blöcke aus Poly(milchsäure) bzw. Poly(glykolsäure) erweitert ist, beansprucht. Daraus wurden durch

Photopolymerisation bioabbaubare Hydrogele hergestellt. Neben der geringen mechanischen Festigkeit ist hier insbesondere die schlechte Zellhaftung nachteilig. Dies wird auf den hohen Polyethylenglykol-Anteil mit seiner bekannten Resistenz gegenüber Proteinadsorption und Zelladhäsion zurückgeführt. (Sawhney, A.S.; Pathak, C.P.; Hubbell, J.A. Macromolecules; 1993; 26; 581-587). Ähnliche

Makromonomere mit einer zentralen Diethylenglykol-Einheit und Blöcken aus Oligo(milchsäure) bzw. Oligo(caprolacton) ergaben Materialien mit etwas besserer Haftung von Osteoblasten. Davis, K.A.; Burdick, J.A.; Anseth, K.S. Biomaterials; 2003; 24; 2485-2495). In beiden Fällen sind die hochviskosen bzw. festen Monomeren jedoch nicht für Rapid Prototyping-Verfahren ersetzbar.

Ein genereller Nachteil von diesen aliphatischen Polyestem auf Basis von Glykolsäuren bzw. Lactonen ist, dass die Bindungen relativ hydrolyselabil sind, d.h. dass sie im wässrigen Milieu verhältnismäßig schnell abgebaut werden. Der Abbau verläuft hydrolytisch und ist durch den autokatalytischen Charakter nicht kontrollierbar ist. Weiters zerfällt der Knochenersatz schneller, als neues Knochengewebe gebildet werden kann. Zudem können hohe Säurekonzentrationen auftreten, wodurch ein Milieu entsteht, welches zu unkontrolliertem Zelltod und damit zu nekrotische Gewebsveränderungen führen kann. Demgegenüber wäre ein rein enzymatischer Abbau vorzuziehen, d. h. mit einem Biomaterial, das wachstumsfördernd für Knochenzellen wirkt (osteokonduktiv), und damit auch von diesen Zellen Enzyme gebildet werden, die das Polymer abbauen. Auf diese Weise können die die körpereigenen Zellen gewissermaßen den Abbau des implantierten Kunststoffes steuern.

Polymere, die über hydrolytisch beständigere Amid-Bindungen aufgebaut sind, eigenen sich grundsätzlich besser.

So sind Hydrogele auf Basis von Gelatine und Polyethylenglykol als Biomaterialien bekannt, die durch radikalische Copolymerisation von Jeffamin-bis-methacrylamiden und Methacrylamid-substituierter Gelatine hergestellt werden (Zimmermann, J.; Bittner, K.; Stark, B.; Mülhaupt, R. Biomaterials; 2002; 23; 2127-2134) Diese Hydrogele zeichnen sich durch gute Zelladhäsion und -proliferation aus. Bedingt durch die verwendeten polymeren Bausteine (z.B. Jeffamin-Bismethacyrylamide mit Mn ca. 2000, Gelatine mit Mn ca. 3000) sind die mechanischen Festigkeiten dieser Hydrogele allerdings sehr gering, die Module liegen je nach Wassergehalt der Gele im Bereich von 240 bis 480 kPa, sind also um Größenordnungen geringer als bei Knocheneratzmaterialen gefordert wird.. Außerdem sind diese viskosen Formulierungen nur wasserlöslich und für Rapid Prototyping-Verfahren nicht geeignet.

Bessere mechanische Eigenschaften wurden mit Biomaterialien auf Lysinurethandimethacrylat-Basis erzielt, welche durch Photopolymerisation in Gegenwart von Calcium-Hydroxylapatit erhalten wurden. (Müh, E.; Zimmermann, J.; Kneser, U.; Marquardt, J.; Mülhaupt, R.; Stark, B. Biomaterials; 2002; 23; 2849-2854) Diese Materialien weisen gute Zellverträglichkeit und -haftung auf, jedoch ist 4 ···· ·· ·· • · • · • · • · · ♦ « • ·· « • · · · das Monomergemisch fest, kann nur in der Schmelze polymerisiert und daher auch nicht für Rapid-Prototyping-Verfahren eingesetzt werden. Die Herstellung von mechanisch stabilen Formkörpem beliebigen geometrischen Formen und zellularen Strukturen ist damit nicht möglich.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine strahlungshärtbare Zusammensetzung anzugeben, die mittels Rapid-Prototyping Verfahren zur Herstellung von beliebigen -insbesondere auch zellularen bzw. porösen - Formkörpern mit hohen mechanischen Festigkeiten, ähnlich wie sie natürliche Knochen aufweisen, eingesetzt werden können und welche als bioresorbierbare Stützmaterialien für den Knochenersatz verwendet werden können. Hierzu müssen die Zusammensetzungen flüssig, biokompatibel, nicht toxisch, und hoch reaktiv sein. Das beim RP-Verfahren gebildete Polymer muss neben Biokompatibilität, Bioresorbierbarkeit, ausreichender mechanische Stabilität insbesondere auch Strukturelemente enthalten, die eine gute Haftung von Osteoblasten - also knochenbildenden Zellen - gewährleisten. Weiters ist ausreichende hydrolytische Stabilität erforderlich, damit der von den Knochenzellen induzierte enzymatische Abbau bevorzugt abläuft.

Es wurde nun gefunden, dass diese Aufgabe mit Hilfe einer flüssigen strahlungshärtbaren Formulierung gelöst werden kann, die neben reaktiven Verdünnern, Photoinitiatoren und Füllstoffen auch Monomere mit Aminosäure-Resten bzw. Peptid-Sequenzen enthält, insbesondere auch solche, die für Kollagen-spezifisch sind. Diese Strukturelemente bewirken einerseits eine gute Anhaftung von Osteoblasten und andererseits wirken sie als Substrate für den enzymatischen Apparat der Zellen, wodurch verstärkt Enzyme gebildet werden, die das Polymer spalten. Damit verläuft die Bioresorption bevorzugt über einen enzymatischen Abbau.

Gegenstand der Erfindung ist eine mit UV- bzw. sichtbarem Licht aushärtbare Zusammensetzung mit a) 10-80 Gew. % eines reaktiven Verdünners auf Basis von Acrylsäure- bzw. Methacrylsäure-Derivaten b) 10 - 50 Gew.% eines flüssigen bzw. in der Formulierung löslichen Monomeren der allgemeinen Formel

worin n für eine ganze Zahl von 1-100 bedeutet, worin X für Wasserstoff, den Rest 5 R2 • · • ♦ • · ·· ···· ·· ·· • · · · ♦ t R2

Zi~

oder mit R2 = H oder -CH3 steht, • τ n rrKM -CO- -0-(CH2-CH2.-0)x-CH2-C0-, -0-CH2-CH(OH)-CHr. odern-5-(CH2-CH2-0)»-CH2-CH(OH)-CH2- mit x = 1-20 bedeutet, "irH t NH-C(=NH)-NH2, -CH2SX, -CH(OX)-CH3, -CH2-CH2-S-CH3, :chÄ -CHrCeHrOX. -CH2-CONH2, -CH2-CH2-CONH2,

stehen, worin X obige Bedeutung hat, R1 Wasserstoff oder R1 zusammen mit Y den Rest -(CH2)3- oder -CH2-CH(OX)-CH2- bedeuten, worin X obige Bedeutung hat, T für die Gruppe -OH oder den Rest R2

0 mit R2 = H oder -CH3 steht, worin Z2 für-0-(CH2)x-0-, -0-(CH2-CH2.-0)x -, -0-CH2-CH(0H)-CH2-0-, oder-O-CH^CHiOHJ-CHrO-iCH^CHrOJx- mit x = 1-20 bedeutet, mit der Maßgabe, dass mindestens ein Rest X, Y oder T die Gruppe R2 R2

enthält. c) 0,01 - 5 Gew.% mindestens eines Initiators 6 ·· ·· ···· ·· ·· • · · · · · · · · · ······· · • · · · ··· · • t · · ♦ ·· ·· d) 0-5 Gew.% eines Coinitiators e) 0 - 60% eines Füllstoffes f) 0-10 Gew. % eines oder mehrerer Zusatzstoffe wie Stabilisatoren, UV Absorber, Viskostitätsmodifikatoren, Lösungsmittel

Als reaktive Verdünner können erfindungsgemäß alle bekannten mono, di- aber auch mehrfachfunktionellen Acryl- bzw. Methacrylsäureester und -amide bzw. deren Gemische eingesetzt werden, bspw. Acrylsäure, Methacrylsäure, Hydroxyethylacrylat, Hexandioldiacrylat, Polyethylenglyokol-Diacrylate, Pentaerythrittriacrylat, Dimethylacrylamid, Diethylacrylamid, Polymilchsäure-block-polyethylenglykol-block-polymilchsäure-diacrylat.

Bevorzugt sind flüssige Derivate, wie z.B Ν,Ν-Diisopropylacrylamid, Acrylsäure-2-(butylcarbamoyloxy)ethylester, Hydroxyethylmethacrylat, N,N-Diisobutylacrylamid, Acrylsäure(2-(2-ethoxy)ethoxy)ethylester, Polyethylenglycoldiacrylat, und T rimethylolpropantriacrylat.

Bei den unter b) angeführten Monomeren handelt es sich um (meth)acryloylierte Aminosäuren, Peptide oder Proteine. Diese können erfindungsgemäß an einer oder beiden endständigen Gruppen substituiert sein und/oder seitenständig an entsprechend reaktiven Aminosäure-Bausteinen, wie z. B. an Lysin-, Serin-, Tyrosin-, Asparaginsäure- oder Glutaminsäure-Resten. Solche Monomere sind aus der Literatur bekannt (E. Schacht; WO 98/55161, 1998) (Zimmermann, J.; Bittner, K.; Stark, B.; Mülhaupt, R. Biomaterials; 2002; 23; 2127-2134)), können aber auch durch Umsetzung von Peptiden mit reaktiven (Meth)acrylsäurederivaten, wie . z. B. (Met)acrylsäurechlorid, -anhydrid oder -glycidylester hergestellt werden. Als Peptide können für diese Umsetzungen auch Gemische eingesetzt werden, die durch Hydrolyse von natürlich vorkommenden Proteinen, wie Gelatine, Keratin, Fibrin oder Casein erhalten werden, aber auch aus Reis, Soja, Weizen, Kartoffel, Hühnerei, Fleisch oder Fisch gewonnene Peptid-Gemische. Erfindungsgemäß bevorzugt sind (meth)acryloylierte Peptide, die Kollagen-spezifische Aminosäure-Bausteine enthalten, sowie (meth)acryloylierte Gelatin-Hydrolysate mit Molekulargewichten von bis zu 10.000. Erfindungsgemäß besonders bevorzugt sind (meth)acryloylierte Peptide mit Sequenzen, die spezielle Rezeptoren für Zellanhaftung besitzen (z.B. Arginin-Glycin-Asparaginsäure, sog. RGD Sequenz, vgl. Hem, D.L.; Hubbell, J.A. Journal of Biomedical Materials, Research Part A.; 1998; 39; 266-276).

Die polymersierbaren (Meth)acryloyl- Reste können erfindungsgemäß auch über einen spacer an das Peptid gebunden sein. Entsprechende Reagenzien für Umsetzung sind: 12-Methacryloyloxydodekansäureanhydrid, Mono(14-methyl-13-oxo-3,6,9,12-tetraoxapentadek-14-en-1-yl) butan-1,4-disäureester (EP 324455 A2) oder kommerziell erhältliche Acryloxy-Polyethylenglykol-N-hydroxysuccinimde.

Als Photoinitiatoren sind alle radikalbildende Typ I und Typ II Initiatoren geeignet (vgl. “Photoinitiators for free radical polymerization” by J. Crivello and K. Dietliker, Wiley/SITA London). Beispiele hierfür sind Benzilketale, Benzoine, Hydroxalkylphenone, Aminoalkylphenone, Acylphosphinoxide, Bisacylphosphinoxide, ·· ·· ···· ·· ·· • · · · · · · · · ······· · • · · · ··· · • · · ·· ·· ··

Titanocene. Typ II Initiatoren wie Benzophenone, Diketone, Thioxanthone sowie Ketocoumarine. werden mit geeigneten Coinitiatoren eingesetzt. Dies sind meist tertiäre Amine wie 4-Dimethylaminobenzoesäureethylester (DMAB), Triethanolamin oder Dimethylethanolamin.

Erfindungsgemäß besonders geeignet sind Campherchinon/ DMAB, 2-Hydroxy-1-[4-(2-hydroxyethoxy)phenyl]-2-methyl-1-propanon (Irgacure 2959) oder Phenylbis(2,4,6-trimethylbenzoyl)-phosphinoxid (Irgacure 819).

Ais Füllstoffe können alle bekannten biokompatiblen und bioinerte organischen Polymere oder anorganische Materialien eingesetzt werden. Diese können löslich sein oder in Form von Pulvern, Fasern und dergleichen in der flüssigen Monomermischung dispergiert werden. Beispiele sind hierfür Polyvinylpyrrolidon, Polyvinylalkohol, Casein, Keratin, Gelatine, Celluloseester und -ether, Chitosan, Stärkederivate, Hyaluronsäurederivate, Polyester auf Basis von Poly-a-Hydroxysäuren, Poly-s-caprolacton, Polypropylenfumarate, Polycarbonate, Polyanhydride, Polyphosphazene, Aluminiumoxid, Zirkonoxid, oder Ti, (Ta, Nb) Legierungen Erfindungsgemäß besonders bevorzugt sind Hydroxyapatit, Tricalciumphosphat, Knochenmehl, Algipor, Polyethylenglycol, Polyester auf Basis von Milchsäure und Glycolsäure, Keratinfasern, und Fibrinkleber

In den folgenden Beispielen sind erfindungsgemäße Zusammensetzungen angeführt, die nach dem Rapid-Prototyping-Verfahren zur Herstellung vom mechanisch stabilen Knochenersatzmaterialien eingesetzt werden können und mit Polymeren nach dem Stand der Technik verglichen

Beispiel 1

Herstellung von Gelatlnehydrolysat-Methacrylamlden GM1, GM2 und GM3: 1 g (0.4 mmol) Gelatinehydrolysat (M < 6000g/mol, 0,63 mmol Lysin/g) wurde unter leichtem Erwärmen (nicht über 50°C) in Wasser gelöst. Nach der Zugabe von 1 g (6.7 mmol) Methacylsäureanhydrid (MSA) wurde das Gemisch für 0.25 h (GM1), 4 h (GM2) bzw. 5 h (GM3) kräftig gerührt um einen unterschiedlichen Substitutionsgrad zu erlangen. Anschließend wurde überschüssige Methacrylsäure und Methacrylsäureanhydrid im Vakuum entfernt. Der durchschnittliche Substitutionsgrad (DS) von Methacryloyl-substituierten Lysineinheiten wurde mittels NMR bestimmt: GM1: 1.03 g gelber Feststoff, DS=5% GM2: 1.27 g gelbes Öl, DS=47% GM3: 1.18g gelbes Öl, DS=52% 1H-NMR (DMSO ö(ppm):7.19 (m, Aromaten-H); 5.39 (s, HCH=C); 5.62 (s, HCH=C); 4.70-0.75 (m, Aliphaten-H); 1.5 (s, CH3) 8 ···· ·· ·· • · · · « • ·· ι • · · ·

Vergleichsbeispiel 1

Herstellung von methacrylolierte Oligoethylengycol-Milchsäure Blockcopolymeren (E2-L20-M und E8-L20-M wurden analog zu Davis Kelly A; et. al. Biomaterials 2003, 24(14), 2485-95 hergestellt).

_E2-L20-M E8-L20-M D.L-Lactid 10.0 g (69 mmol) 10.0 g (69 mmol)

Diethylengycol 0.74 g (7 mmol) -

Polyethylengycol 400 - 2.78 g (7 mmol)

Sn-Octoat 94 mg (0.2 mmol)94 mg (0.2 mmol)

Triethylamin 2.11 g (21 mmol) 2.80 g (28 mmol

Methacrylsäurechlorid2.17 g (21 mmol) 2.90 g (28 mmol) CH2CI2 abs. 70 ml 70 ml

Diethylenglycol bzw. Polyethylengycol 400 wurden über Nacht mit CaCb gerührt und abfiltriert. Methacrylsäurechlorid wurde vor Gebrauch frisch destilliert. D.L-Lactid und das entsprechende Etyhlenglykol wurden in einem Dreihalskolben vorgelegt und auf 130°C aufgeheizt. Nachdem das D.L-Lactid aufgeschmolzen war, wurde der Katalysator zugegeben, Vakuum angelegt und das Gemisch bei 130°C für 6 h gerührt. Nach dem Abkühlen wurde der ölige Feststoff in wasserfreiem CH2Cl2 gelöst und unter N2-Atmosphäre mit Triethylamin versetzt. Das Reaktionsgemisch wurde auf 0°C abgekühlt und langsam das mit 30 ml CH2CI2 verdünnte Methacrylsäurechlorid zugetropft. Das Reaktionsgemisch wurde über Nacht bei Raumtemperatur weitergerührt.

Anschließend wurden die Salze abfiltriert und das Lösungsmittel am Rotationsverdampfer abgezogen. Der Rückstand wurde in Toluol aufgenommen, neuerlich filtriert und in kalten PE gegossen. Das Produkt wurde ein weiteres Mal umgefällt, anschließend in CH2CI2 gelöst und mehrmals mit NaHCC>3-Lösung und Brine gewaschen, mit Na2S04 getrocknet, filtriert und eingedampft. E2-L20-M: 9.0 g klebriger Feststoff (66% d.Th.) 1H-NMR (DMSO): 6.18 (s, 2H, HCH=C;)5.62 (s, 2H, HCH=C); 5.13 (m, 20H, CH-CO); 4.25 (m, 4H, CHz-O); 3.65 (m, 4H, CHz-O); 1.94 (s, 6H, CHrC=C); 1.58-1.46 (m, 60H, CH3-C-O) E8-L20-M: 4.5 g gelber Feststoff (33% d.Th.) 1H-NMR (DMSO) 6.20 (s, 2H, HCH=C;)5.60 (s, 2H, HCH=C); 5.13 (m, 20H, CH-CO); 4.25 (m, 4H, CHz-O); 3.70-3.60 (m, 28H, CHz-O); 1.97 (s, 6H, CHs-C=C); 1.60-1.48 (m, 60H, CH3-C-O) 9 ·· ·· ···· ·· ·· • ·♦ · ·» ·· ·· ······· ·

Herstellung der Probekörper

Zur Überprüfung der Biokompatibilität wurden Probekörper hergestellt. Mischungen wurden jeweils wie in Tabelle 1 angegeben bereitet. Mischungen 1-4 wurden analog der Literatur bereitet. Als Photoinitiator diente in allen Fällen 1 % einer 1:1 molaren Mischung aus Campherchinon, Dimethylaminobenoesäureethylester bereitet.

Tabelle 1: Mischungen

Nr Vernetzer Comonomer Füllstoff Lösungs mittel 1 99% PEGM3 - - - 21 6.7% PEGM3 10% PEO 82.3% PBS' 32 99% E2-L20-M - - - 42 99% E8-L20-M - - - 5 30% GM1* 50% AEEE4 19% HA-Te - 6 30% GM2 50% AEEE4 19% HA-Te - 7 30% GM2 50% DPA3 19% HA-r - 8 30% GM3 50% AEEE4 19% HA-r - 9 30% GM3 50% DPAb 19% HA-r - 1 Dhariwala et al. Tissue Engineering, 10,2004,1316-1322 2 Kristi S. Anseth et al, J. Polym. Sei. A 39,2001,683-692 3 PEG 400-Dimethacrylat, 4Acrylsäure(2-(2-ethoxyjethoxy)ethylester (AEEE) 5Diisopropylacrylamid (DPA) 61:1 Mischung aus Hydroxyapatit und Tricalciumphosphat (HA-T) 7PBS Puffer: 10mM Natrium/Kaliumphosphat-Puffer pH 7.2, 0,8%NaCI u. 0,02%KCI.

Die Mischungen wurden in eine Silikonform gegossen und unter Stickstoffatmosphäre auf einer UV-Anlage ausgehärtet. Die erhaltenen Probekörper wurden zur Entfernung von Restmonomer mit organischen Lösungsmitteln und Wasser im Ultraschallbad extrahiert. Die extrahierten Polymerformen wurden durch Bestrahlung mit UV-Licht sterilisiert.

Prüfung auf Biokompatibilität Für die Prüfung auf Biokompatibilität wurden osteoblasten-ähnliche Zellen mit der Bezeichnung MC3T3-E1 verwendet. Die adhärenten Zellen wurden zunächst mit Pronase voneinander und vom Boden der Petrischale gelöst. Anschließend wurden sie mit frisch bereitetem Nährmedium vermischt und auf die einzelnen Probekörper im Multiwell gleichmäßig verteilt. Das Nährmedium bestand aus kommerziell erhältlichem Dulbecco’s Modified Eagle’s Medium (DMEM, dieses enthält ursprünglich 1000 mg/l Glucose und wurde mit weiterer Glucose bis zu einer Konzentration von 4500 mg/l versetzt), das mit 10% FCS (fetal cow serum), 30 /yg/ml Gentamycin (Breitbandantibiotikum), L-Glutamin und Ascorbinsäure versetzt wurde. Das Multiwell mit den Zellen wurde bei 37°C inkubiert. Mittels Mikroskop konnte beobachtet werden, ob die Zellen überleben und anhaften können. Falls nach 2 Wochen Kultivierung lebende Zellen vorhanden waren, wurden diese mit einer Lösung von 4% Paraformaldehyd und 0.5% Triton in PBS fixiert, mehrmals mit PBS Buffer gewaschen und mit einer Lösung von 4,6-Diamidino-2-phenylindol (DAPI, 5 //g/ml) in PBS Buffer7 gefärbt.

Bioabbaubarkeitsstudien wurden bei 37°C in PBS Puffer bei einem pH von 7.0 durchgeführt. Der PBS Puffer wurde in der ersten Woche alle 12 Stunden gewechselt, danach jeden 3. Tag um den pH-Wert konstant zu halten. Proben wurden nach 1,3,7,21 und 30 Tagen genommen. Die mechanische Steifigkeit der Materialien wurde durch Bestimmung des E-Moduls mittels dynamisch mechanischer Analyse bestimmt. Entsprechende Werte für den E-Modul sind in der folgenden Tabelle abgegeben:

Nr Bezeichnung Mikroskop DAPI Färbung E-Modul (MPa) E-Modul (MPa) (nach 30 Tagen) 1 PEG-Dimethacrylat — 0,92 ** 2 PEG Hydrogel + — 0.001 ** 3 E2-L20-M + ++ 440 80 4 E8-L20-M + 200 20 5 GM1-AEEE* 6 GM2-AEEE + ++ 1500 1350 7 GM2-DPA + ++ 2940 2620 7 GM3- AEEE + ++ 1650 1460 9 GM3-DPA + ++ 3130 2920 Mise )teilw hung unverträglich, **)Probekörper zerfallen, + eise lebende Zellen, ++)viele anhaftenden Zel lebende Ze en, —).eini£ len je anhaftende

Zellen, --).keine anhaftenden Zellen

Wie aus der Tabelle hervorgeht, konnten mit den erfindungsgemäßen Formulierungen 6 bis 9 wesentlich höhere und dauerhafte Steifigkeitswerte und gleichzeitig eine ausgezeichnete Zellanhaftung im Vergleich zu den nach dem Stand der Technik hergestellten bekannten Polymeren 1-4) erzielt werden.

Claims

11 • · · « ·# ·· # · · ······· · · • ♦ · · · · · · · ···*····· · ·· ·· ·· »· ···· ·9· Patentansprüche 1. Mit sichtbarem bzw. UV-Licht härtbare Zusammensetzung enthaltend a) 10-80 Gew. % eines reaktiven Verdünners auf Basis von Acrylsäure- bzw. Methacrylsäure-Derivaten b) 10 - 50 Gew.% eines flüssigen bzw. in der Formulierung löslichen Monomeren der allgemeinen Formel

T 0 worin n für eine ganze Zahl von 1-100 bedeutet, worin X für Wasserstoff, den Rest R2

R2

oder mit R2 = H oder -CH3 steht, worin Z, -0-(CH2)x-CO- , -0-(CH2-CH2.-0VCHrC0-, -0-CH2-CH(OH)-CHr, oder -O-fCHrCHrOJx-CHz-CHfOHJ-CHr mit x = 1 -20 bedeutet, die Reste Y unabhängig voneinander für Wasserstoff, -CH3,-CH2-CH(CH3)2, -CHfCHaJ-CH^Ha, -CHrCOT, -CH2-CHrCOT -CHrOX,-(CH2)4-NHX -(CH2)3-NH-C(=NH)-NH2, -CH2SX, -CH(OX -CH3, -CHj-CHj-S-CHs , -ChÄhs, -CH2-C H4-OX, -CH^ONH,. -CH2-CH2-CONH2i

stehen, worin X obige Bedeutung hat, R1 Wasserstoff oder R1 zusammen mit Y den Rest -(CH2)3- oder -CH2-CH(OX)-CH2’ bedeuten, worin X obige Bedeutung hat, T für die Gruppe -OH oder den Rest 12

R2 -Z2^L ° mit R2 = H oder -CH3 steht, worin Z2 für-0-(CH2)x-0-, -0-(CH2-CH2.-0)x -0-CH2-CH(0H)-CH2-0-, oder -0-CH2-CH(0H)-CH2-0-(CH2-CH2-0)x- mit x = 1-20 bedeutet, mit der Maßgabe, dass mindestens ein Rest X, Y oder T die Gruppe

Z,“ o oder o enthält.

2. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass als Bestandteil a) Acrylsäure(2-(2-ethoxy)ethoxy)ethylester, Diisopropylacrylamid, Diisobutylacrylamid, Acrylsäure-2-(butylcarbamoyloxy)ethylester, Hydroxyethylmethacrylat, Polyethylenglycoldiacrylat, und Trimethylolpropantriacrylat oder deren Gemische eingesetzt werden

3. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass der Bestandteil b) Kollagen-spezifische Aminosäuren enthält.

4. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass der Bestandteil b) ein methacryloyliertes Gelatinehydrolysat ist.

5. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass der Bestandteil b) Peptide mit der Sequenz Arginin-Glycin-Asparaginsäure (RGD) enthält

6. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass als Bestandteil c) 2-Hydroxy-1-[4-(2-hydroxyethoxy)phenyl]-2-methyl-1-propanon oder Phenylbis(2,4,6-trimethylbenzoyl)-phosphinoxicl eingesetzt wird.

7. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass als Bestandteil c) Campherchinon und als Bestandteil d) Dimethylaminobenzoesäure, Dimethylanilin, Triethanolamin, und /oder Methyldiethanolamin eingesetzt wird.

8. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass als Bestandteil e) Hydroxyapatit, Tricalciumphosphat, Knochenmehl oder Keratinfasem eingesetzt werden 1 1 ·· ·· ·· ·· ···· · * ·········· • · · · ·· ··· ♦ · · · ······ t ···· · · ······ · ··· ·· ·· ·· ··· · ·♦ Patentansprüche 1. Mit sichtbarem bzw. UV-Licht härtbare Zusammensetzung enthaltend a) 10-80 Gew. % eines reaktiven Verdünners auf Basis von Acrylsäure- bzw. Methacrylsäure-Derivaten b) 10 - 50 Gew.% eines flüssigen bzw. in der Formulierung löslichen Monomeren der allgemeinen Formel

worin n für eine ganze Zahl von 1-100 bedeutet, worin X für Wasserstoff, den Rest R2 R2

Ö oder ^ mit R2 = H oder -CH3 steht, worin Z1 —0-(CH2)x-CO-, -0-(CH2-CH2.-0)x-CH2-CO-, -0-CH2-CH(0H)-CH2-, oder -0-(CH2-CH2-0)x-CH2-CH(0H)-CH2- mit x = 1-20 bedeutet, die Reste Y unabhängig voneinander für Wasserstoff, -CH3, -CH2-CH(CH3)2, -CH(CH3)-CH2-CH3, -CH2-COT, -CH2-CH2-COT, -CH2-OX, -(CH2)4-NHX -(CH2)3-NH-C(=NH)-NH2, -CH2SX, -CH(OX)-CH3, -CH2-CH2-S-CH3 , -CH2-C6H5, -CH2-C6H4-OX, -CH2-CONH2, -CH2-CH2-CONH2,

stehen, worin X obige Bedeutung hat, R1 Wasserstoff oder R1 zusammen mit Y den Rest -<CH2)3- oder -CH2-CH(OX)-CH2- bedeuten, worin X obige Bedeutung hat, T für die Gruppe -OH oder den Rest NACHGEREICHT 2 ·· ·· ···· · ·· • · · · • · · • · · · ··· · · · • ···· · ·· R2

O mit R2 = Η oder -CH3 steht, worin Z2 für —0-(CH2)x-0-, -0-(CH2-CH2.-0)x -0-CH2-CH(0H)-CH2-0-, oder -0-CH2-CH(0H)-CH2-0-(CH2-CH2-0)x- mit x = 1-20 bedeutet, mit der Maßgabe, dass mindestens ein Rest X, Y oder T die Gruppe

Z

O o oder enthält. c) 0,01 - 5 Gew.% mindestens eines Initiators d) 0-5 Gew.% eines Coinitiators e) 0 - 60% eines Füllstoffes f) 0-10 Gew. % eines oder mehrerer Zusatzstoffe wie Stabilisatoren, UV Absorber, Viskostitätsmodifikatoren, Lösungsmittel 2. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass als Bestandteil a) Acrylsäure(2-(2-ethoxy)ethoxy)ethylester, Diisopropylacrylamid, Diisobutylacrylamid, Acrylsäure-2-(butylcarbamoyloxy)ethylester, Hydroxyethylmethacrylat, Polyethylenglycoldiacrylat, und Trimethylolpropantriacrylat oder deren Gemische eingesetzt werden 3. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass der Bestandteil b) die Aminosäuren Glycin, Arginin, Asparaginsäure, Glutaminsäure, Alanin oder Prolin enthält. 4. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass der Bestandteil b) ein methacryloyliertes Gelatinehydrolysat ist. 5. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass der Bestandteil b) Peptide mit der Sequenz Arginin-Glycin-Asparaginsäure (RGD) enthält 6. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass als Bestandteil c) 2-Hydroxy-1-[4-(2-hydroxyethoxy)phenyl]-2-methyl-1-propanon oder Phenylbis(2,4,6-trimethylbenzoyl)-phosphinoxid eingesetzt wird. NACHQEREICHT 7. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass als Bestandteil c) Campherchinon und als Bestandteil d) Dimethylaminobenzoesäure, Dimethylanilin, Triethanolamin, und /oder Methyldiethanolamin eingesetzt wird.

8. Zusammensetzung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass als Bestandteil e) Hydroxyapatit, Tricalciumphosphat, Knochenmehl oder Keratinfasem eingesetzt werden NACHGEREICHT