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Gegenstand
der vorliegenden Erfindung sind multifunktionelle, mit Wirksubstanzen
beladene Magnetkomposite, die in der Lage sind, sich mit Stammzellen
zu verbinden. Aufgrund der magnetischen Eigenschaften lassen sich
die Zell-Magnetkomposit-Komplexe durch ein äußeres, statisches Magnetfeld
in vivo zielgerichtet an Zellen oder Gewebe pathogener Natur dirigieren,
so dass eine direkte gewebespezifische Applikation ermöglicht wird.
Die Wirksubstanzen können
in einer weiteren Anwendungsform kontaktfrei über ein äußeres, hochfrequentes magnetisches
Wechselfeldes (Induktion) oder mittels Ultraschall freigesetzt werden.
Neben der therapeutischen Aufgabe fungieren die Magnetkomposite
darüber
hinaus als kontrastverstärkende
Mittel im Rahmen der Magnetresonanz-Diagnostik.
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Aufgrund
der speziellen Komposition sind die multifunktionellen Magnetträger in der
Lage, für die
medizinische Diagnostik und Therapie vier Grundfunktionen synergetisch
zu erfüllen.
Diese Grundfunktionen betreffen die zielgerichtete Gewebeapplikation
der Stammzellen, deren Proliferation und/oder deren Differenzierung
sowie deren Nachweis über
Magnetresonanzkontrastverfahren.
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Magnetkomposite
vornehmlich in Form magnetischer Nano- oder Mikropartikel sind seit
langem aus dem Stand der Technik bekannt und werden besonders für die Biomolekül- und Zellseparation
sowie als kontrastverstärkende
Mitte u.a. in der Magnetresonanz-Tomographie eingesetzt.
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In
den
US Patentschriften No. 5,898,071 ,
5,512,439 ,
5,492,814 ,
6,072,945 werden magnetische, silanisierte
oder polymerbeschichtete Magnetpartikel beschrieben, die zur Aufreinigung
von Nukleinsäuren
oder Kontrastverstärkung
im MRI ("Magnetic
Resonance Imaging")
benutzt werden.
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In
dem
US-Patent 5,508,164 werden
Verfahren zur Bindung von Zellorganelen mit Hilfe silanisierter
Glasspartikel beschrieben.
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Alle
vorgenannten Techniken und Produkte sind ausschließlich für die Diagnostik
einsetzbar und können
aufgrund ihrer eingeschränkten
Funktionalität
nicht für
zielgerichtete Zell- oder Gewebetherapien genutzt werden.
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Für eine zielgerichtete
Gentherapie werden von C. Mah et al. (Mol. Therapy Vol.
6, 106–112, 2002) virale
Vektoren eingesetzt, die an einen Magnetträger gekoppelt sind. Mitsumori
et al., Int. J. of Hyperthermia, Vol. 10, 785, 1994, verwenden
induktiv aufheizbare Magnetliposome zur Überwärmung (Hyperthermie) von Tumorzellen.
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Auf
der Suche nach neuen Therapieansätzen
bei Tumor-, degenerativen- oder kardiovaskulären Erkrankungen hat die Stammzellforschung
in den letzten Jahren neue, interessante Perspektiven eröffnen können. Hematopoetische
Stammzellen, die heute die bestcharakterisierten Stammzellen darstellen,
sind zwar bereits klinisch für
die Behandlung von Brusttumoren, Leukämie und Immundefizienzen eingesetzt
worden, nach wie vor ist jedoch eines der zentralen Anliegen, pathogenes
Gewebe bzw. verloren gegangene Organfunktionen mit Hilfe der Stammzelltherapie
und unter Umgehung der bisherige invasiven chirurgischen Interventionen
zu ersetzen bzw. wiederherzustellen. Um das erreichen zu können besteht
ein wesentlicher Forschungsschwerpunkt darin, eine gezielte Differenzierung
der Stammzellen sowohl in vivo als auch in der Gewebekultur zu erreichen.
Diese Stammzellen sollen in die Lage versetzen werden, verschiedene
therapeutische Aufgaben wie z.B. die Reparatur geschädigter Herzmuskelzellen,
den Ersatz von Dopamin- oder Insulin-produzierenden Zellen oder
die Erneuerung von Bindegewebe oder Blutzellen zu erfüllen.
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Dieses
Ziel, das therapeutische Potential der Stammzellen für die Regeneration
von geschädigtem Gewebe
bzw. insuffizienten Gewebefunktionen ausnutzen zu können, wird
vor allem durch die zielgerichtete Platzierung bzw. Fixierung der
Stammzellen im erkrankten Gewebe (homing, anchoring) mit Hilfe der
Magnetkomposite erreicht.
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Bisher
wurde versucht, die Stammzellen mit invasiven chirurgischen Maßnahmen
in bestimmte pathologisch veränderte
Körpergewebe
zu implantieren. Neben der Umgehung dieser invasiven Methoden besteht
ein weiteres Anliegen darin, durch die Applikation dieser Magnetkomposite
eine verstärkte Kontrastierung
in der computertomographischen Gewebeabbildung (Magnetic Resonance
Imaging) herbeizuführen,
um dadurch zu einem verbesserten Nachweis (Biomonitoring) des Zielgewebes
und/oder der applizierten Zellen z.B. im Bereich des Herzen, der
Leber, des Knochenmarks, der Nieren oder des Pankreas zu gelangen.
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In
den letzten Jahren wurden dazu magnetische Nanopartikel eingesetzt,
die einen empfindlichen Nachweise im Rahmen des MRI ermöglichen. So
konnten z.B. K.A. Rinds et al. (Blond, Vol. 102, 867–872, 2003) unter
Benutzung magnetischer, Fluoreszenz-markierter Mikropartikel einen
Einzelzellnachweis von hematopoetischen CD34+ Zellen und mesenchymalen-Stammzellen
führen.
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Die
Internalisierung von Dextran-beschichteten superparamagnetischen
Nanopartikeln und Magnetliposomen in CD34-hematopoetische Zellen
und CD34+ Stammzellen mit dem Ziel eines grundsätzlichen homing-Nachweises
wurde ebenfalls beschrieben (H. E. Daldrup et al. (Radiology,
Vol. 234, 197–205,
2005).
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Die
physiologischen Effekte von intravenös infiltrierten Mesenchymale
Stammellen, die zuvor mit Poly-L-Lysin beschichteten Magnetkolloiden
markiert wurden, sind von G.T. Yocum et al. (Radiology,
Vol. 235, 547–552,
2005) untersucht worden. Dabei ergaben sich keinerlei Nachteile
in bezug auf die hämatologischen
Blutwerte.
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Sämtliche
vorgenannten Ansätze
beziehen sich vornehmlich auf das Monitoring von Zellen oder Stammzellen.
Therapeutische Ansätze
mit Hilfe eines spezifischen Zell-homings in Verbindung mit synergetischer
Anwendung spezieller Signalfaktoren mit dem Ziel einer gesteuerten
Zelldifferenzierung in Verbindung mit einer Geweberegeneration sind
mit den Verfahren und Mitteln aus dem Stand der Technik nicht möglich, so
dass das Potential der Stammzellen Technologie in bezug auf therapeutische
Zwecke nicht ausgeschöpft
werden kann.
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Die
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, Mittel und Verfahren
bereitzustellen, die eine verbesserte und gewebespezifische Applikation
von Stammzellen ermöglichen,
um sie dadurch einer gezielteren Therapie zugänglich zu machen. Neben dem
eigentlichen homing oder anchoring sollen die erfindungsgemäßen Mittel
und Verfahren darüber
hinaus simultan in der Lage sein, Wirksubstanz freizusetzen. Darunter
werden erfindungsgemäß solche Substanzen,
Signalfaktoren, Chemokine, Interleukine oder proteolytische Enzyme
definiert, die in der Lage sind, eine Zelldifferenzierung, Vaskularisierung, Zellproliferation,
Angiogenese, Myogenese und/oder Geweberegeneration zu unterstützen bzw.
zu beschleunigen.
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Beispiele
für solche,
die Erfindung jedoch nicht einschränkende Wirksubstanzen sind:
Transkriptionsfaktoren (z.B. Oct-4), stromal derived factor (SDF-1α), granulocyte/macrophage
colony-stimulating factor (G-CSF, GM-CSF), transforming growth factor
(z.B. TGF-β1),
fibroblast growth factor (FGF), monocyte-chemoattractant Protein
(MCP-1), Angiogenese Faktoren, Mitogene, vascular endothelial growth
factors (VEGF-A, VEGF-C), Angiopoetine, placental growth factor
(PLGF), Interleukine (z.B. IL-8), Cytokin-Inhibitoren, epidermal
growth factor (EGF), brain-derived neurotrophic factor (BDNF), nerve
growth factor (NGF), Insulin-Wachstumsfaktor (IGF),
platelet-derived growth factor (PDGF), hepatocyte growth factor
(HGF) oder stem cell factor (SCF).
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In
einer weiteren Anwendungsform können die
Magnetkomposite auch in kombinatorischer Weise dazu genutzt werden,
als kontrastverstärkende Mittel
im Rahmen der Magnetresonanz-Diagnostik
zu fungieren. Wie aus den zitierten Stand der Technik hervorgeht,
sind paramagnetische und superparamagnetische Substanzen aufgrund
der induzierten magnetischen Inhomogenitäten in der Lage die T1- und/oder
T2-gewichteten Relaxationen zu verkürzen und dadurch eine Kontrastverstärkung herbeizuführen. Durch
die Applikation der erfindungsgemäßen multifunktionellen Mittel
kann dadurch neben der therapeutischen Aufgabe in vivo überraschenderweise auch
parallel ein diagnostisches Monitoring der Stammzellen bewerkstelligt
werden.
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Um
diese kombinatorischen Aufgaben erfüllen zu können, werden Magnetkomposite
zum Einsatz gelangen, die mehrere chemische, physiologische und/oder
physikalische Funktionen erfüllen,
die über
die der aus dem Stand der Technik bekannten herkömmlichen Magnetpartikel deutlich
hinausgehen.
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Magnetkomposite
mit den erfindungsgemäßen Eigenschaften
bestehen aus Polymerträgern,
in die magnetische Nanopartikel bzw. Magnetkolloide eingekapselt
sind und sich an Stammzellen und/oder Zielzellen anlagern oder mit
Ihnen verbinden können.
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Unter "verbinden" wird der Einschluss
bzw. die Einkapselung der Magnetkomposite in das Zellinnere z.B.
durch Transzytose, Endozytose, Pinozytose oder die Anlagerung an
die Zellmembran definiert. Dabei kann die Verbindung sowohl unspezifisch über ionische
oder dispersive Bindungskräfte
(van der Waals) als auch rezeptorvermittelt – z.B. über die CD-Rezeptoren – verlaufen.
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Durch
die Einkapselung der Magnetkolloide bzw. magnetischen Nanopartikeln
lassen sich die Magnetkomposite mit Hilfe eines äußeren Magnetfeldes dreidimensional
bewegen bzw. verschieben. D.h., der Magnetismus ist eine Grundvoraussetzungen,
die Magnetkomposit-Zell-Komplexe örtlich zu verschieben.
Dies ermöglicht
die Platzierung der Magnet-Zell-Komplexe in bestimmte Körperareale
bzw. Gewebe. Die Aufgabe einer gewebespezifischen Applikation wird
dadurch erfüllt.
Außer
der dynamischen Lenkung der Komplexe mit Hilfe der magnetischen Kräfte können starke
magnetische Felder, wie sie z.B. durch Elektromagnete oder Neodym-Bor-Eisen-Magnete erzeugt
werden, auch dazu genutzt werden, nach einem rezeptorvermittelten
oder durch direkte Applikation erfolgten Gewebe-homing durch Anlegen
solcher Magnete die Komposite im Zielgewebe zu fixieren (anchoring).
Für die
Applikationen kommen grundsätzlich
die aus der Medizin bekannten Verfahren wie z.B. intrakoronare arterielle
Infusion, intravenöse
Infusion, transendokardiale Injektion, transepikardiale Injektion
oder transkoronare Veneninjektion zur Anwendung.
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Als
Magnetkolloide können
ferromagnetische, ferrimagnetische oder superparamagnetische Nano-
oder Mikropartikel Verwendung finden, die vorzugsweise eine Partikelgröße von 5
bis 500 nm aufweisen und über
eine Magnetisierung von 30 bis 140 Am
2/kg
–1 verfügen. Die
zu diesem Zweck vorzugsweise verwendeten Substanzen sind z.B. Magnetit
(Fe
3O
4) oder γ-Fe
2O
3 mit einer Magnetisierung von
50–95
Am
2/kg
–1. Auch Eisenoxyhydroxid
(FeOOH) mit einer Partikelgröße von 5–100 nm
sind für die
Einkapselung geeignet. Die Herstellung solcher Verbindungen ist
aus dem Stand der Technik allgemein bekannt:
Shinkai et
al., Biocatalysis, Vol. 5, 61, 1991,
US Patente 5,898,071 ,
5,512,439 ,
6,072,945 .
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In
der Regel werden dabei Eisen(III) und Eisen(II)-Salzlösungen mit
variierenden molaren Verhältnissen
(2:1, 0,5:1 bis 4:1) durch Zugabe von Basen in entsprechend kolloidale
Magnetdispersionen („Magnetkolloide") überführt. Weitere
Substanzen, die die oben beschriebenen Eigenschaften erfüllen und
damit für
eine Einkapselung in die Magnetkomposite in Frage kommen, sind z.B.
Ferrite der allgemeinen Formel Me1-xZnxFe2O4,
worin Me Kobalt oder Nickel sein kann.
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Ein
weiterer, wesentlicher Aspekt bei der Herstellung der Magnetkolloide
ist die Stabilisierung der Teilchen in bezug auf das durch die van-der-Waals'schen Kräfte ausgelöste Agglomerieren.
Zur Umgehung dieses Phänomens
werden den Magnetpartikeln oberflächenaktive Stoffe zugesetzt, die
allgemein unter der Bezeichnung „Tenside", „Emulgatoren", „Stabilisatoren", „Komplexbildner", „surfactants" oder „dispersants" bekannt sind und
im folgenden durchweg als „Stabilisatoren" bezeichnet werden.
Sie verhindern das Absetzen der Magnetteilchen in einer wäßrigen Phase
wie sie den physiologischen Bedingungen im Körper analog sind. Solche stabilisierten
kolloidalen Dispersionen sind auch unter der Bezeichnung „Ferrofluide" bekannt. Sie werden
heute auch kommerziell angeboten, z.B.: FerroTec Corp., USA, Advanced
Magnetics, USA, Taibo Co, Japan, Liquids Research Ltd, Wales, BASF, Deutschland,
Schering AG, Deutschland.
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Die
verwendeten Stabilisatoren sind entweder kationischer- oder anionischer
Natur oder nicht-ionisch.
Geeignete Verbindungen hierfür
sind z.B.: Laurinsäure,
Alkylarylpolyäthersulfate,
Laurylsulfonat, Alkylarylpolyäthersulfonate,
Phosphatester, Alkoholäthersulfate,
Zitrate, Ölsäure, Alkylnaphtalensulfonate,
Polystyrolsulfonsäure
oder Petroliumsulfonate als anionische Substanzen, Dodecyltrimethylammoniumchlorid
als kationische Tenside sowie Nonylphenoxypolyglycidol, Alkylaryloxypolyäthoxyäthanole,
Nonylphenol, Polyäthylenglykole
oder Äthylenoxid-Propylenoxid-Blockcopolymere,
als nicht-ionische Substanzen.
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Zur
Herstellung der Magnetkomposite, die sowohl die chemischen Funktionalitätskriterien
im Hinblick auf die Stammzell-Anbindung als auch die Biokompatibilitätskriterien
hinsichtlich der physiologischen Applikation erfüllen, kommen folgende Polymersysteme
zur Anwendung: Poly- und Oligosaccharide, Polysaccharid-Derivate
wie Stärke,
Dextrine, Dextran, Agarose, Hyaluronsäure, Hydroxyäthylzellulose,
Alginat weiterhin Chondroitinsulfat, Heparin, Heparansulfat, Glycosaminoglycane,
Keratansulfate, Chitosan, ferner synthetische Polymere wie Polyvinylalkohol,
Polyacrylsäure,
Polyurethane, Polyoxyäthylene,
Polylactide, Polyglycolide, Polycyanacrylate, Polyhydroxyäthylmethacrylat
sowie Copolymere oder Blockcopolymere dieser Substanzen. Ferner sind
Proteine wie z.B. Gelatine, Casein, Collagen, Albumin, Fibrinogen
oder Polyaminosäuren
geeignet. Die Herstellung der nano- oder mikropartikulären Magnetkomposite
geschieht in der Regel durch Zumischen der entsprechenden Polymere
zu der Eisensalzlösungen.
Während
des anschließenden
basenkatalysierten Fallprozesses werden die gebildeten magnetischen
Nanopartikeln von den Polymeren adsorbiert und bilden eine feste
Hülle um
die Magnetpartikel. Dieser Beschichtungsprozess kann durch Beschallen
mit Ultraschall unterstützt
werden. Die Polymeren werden üblicherweise
in einem 3 bis 10fachen molaren Überschuß in bezug
auf die Eisensalze zugesetzt.
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Neben
den kolloidstabilisierenden Eigenschaften weisen die vorgenannten
Polymere und Proteine zum einen eine hohe Biokompatibilität auf, wodurch
Eliminierungsreaktionen seitens des reticulo-endothelialen Systems
(RES) verzögert
werden und dadurch die Bluthalbwertszeiten auf mehrere Stunden verlängert werden
können,
zum anderen lassen sich an die Matrix Bioliganden z.B. in Form von
Antikörpern,
Antigenen, Rezeptoren, Lektinen, Oligosacchariden, Oligopeptiden,
Proteinen, Antikörpern
gegen Zelloberflächenmoleküle oder DNA/RNA-Fragmenten chemisch
binden, die eine rezeptorvermittelte Zellanbindung bzw. das Gewebe-homing fördern.
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Eine
weitere Möglichkeit
zur Herstellung der Magnetkomposite besteht in der Einkapselung
der Magnetkolloide in Liposome oder Membranvesikel. Dabei handelt
es sich um aus Phospholipiden oder oberflächenaktiven Substanzen bestehende
kugelförmige
Einzel- oder Doppelmembran-Vesikel, die sich im Falle der Liposome
mittels eines Lösungsmittel-Verdampfungsverfahrens
herstellen lassen (G. Gregoriadis, FERS Letters, Vol. 36,
292, 1973). Hierbei wird durch Verdampfen der organischen
Phase – in
der Regel Methylenchlorid oder Chloroform – in der 1–10 Gew-% Lipide gelöst sind,
ein dünner
Film erzeugt, der anschließend
in einer Pufferlösung
suspendiert wird. Dieser Suspensionsprozess kann wahlweise durch
Behandlung mit Ultraschall oder mit Hilfe eines Dispergierwerkzeuges
(z.B. Ulta-Turrax, Fa. Janke & Kunkel)
oder durch Extrusion durch einen entsprechenden Membranfilter (Porengröße zwischen
50 und 100 nm) optimiert werden. Die Einkapselung der therapierelevanten
Wirksubstanzen wie beispielsweise Wachstums- oder Signalfaktoren
geschieht durch die Zugabe derselben zu den jeweiligen Lipid-Puffer-Suspensionen.
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Da
die die Liposome konstituierenden Phospholipide, z.B. Phosphatidylcholin
(PC), Phosphatidyglycerin, Phosphatidylserin, Sphingomyelin (SM), Phosphatidylethanolamin
(PE), Phosphatidylinosit, Monosialoganglioside (MG) Bestandteile
der normalen Zellmembran sind, erfüllen die Liposome die für eine in
vivo Applikation erforderlichen Biokompatibilitätskriterien. Bei der Herstellung
dieser Liposome können
die molaren Verhältnisse
der Lipide untereinander als auch in bezug auf die Zusammensetzung
in bestimmten Grenzen variiert werden. Beispiele für solche
Zusammensetzungen sind: PC:Cholesterin:GM: 2:1:0,14; SM:GM: 1:0,07;
SM:GM:Cholesterin: 2:0,13:1; SM:PC:Cholesterin: 1:1:1; PC:Cholesterin:PE:
1:1:0,2. Durch zusätzliche
Pfropfung von Polyethylenglykolen (PEG) auf die Vesikelmembran können die
Bluthalbwertszeiten dieser Liposome noch um den Faktor 2,5 erhöht werden.
Die Konzentration der PEG substituierten Lipide liegt dabei in der Regel
zwischen 3 und 15% Gew-%, vorzugsweise zwischen 4–7%, bezogen
auf den Gesamtlipidgehalt. Das Verhältnis PEG zu Sialinsäure-substituierten
Lipiden ist in der Regel 1:1. Die Molmasse des PEGs kann variiert
werden, wobei im Hinblick auf eine Biokompatibilitätsverbesserung
Molmassen von 800 bis 2000 vorzuziehen sind. Die Kopplung der PEG
Spezies sowie der für
das homing erforderlichen Bioliganden (anti-CD-Antikörper z.B.)
an die Lipidmembran erfolgt vorzugsweise über die allgemein bekannten
Carbodiimid/N-Hydroxysuccinimid- oder Glutaraldeyd-Verfahren. Die
molaren Phospholipid-Verhältnisse
der biokompatiblen Liposome sind z.B.: SM:PC:Cholesterin:PEG-PE:
1:1:1:0,2. Neben der PEG-Pfropfung verringert auch die Substitution
mit Sphingomyelin die Phagozytose um > 80%.
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Zur
Einkapselung der Magnetkolloide in die Liposome wird ein Dialyseverfahren
verwendet. Dazu werden die Liposome in Gegenwart eines stabilisierten
Magnetkolloides gegen einen Puffer über mehrere Tage hinweg dialysiert.
Hierfür
kommen vorzugsweise Laurinsäurestabilisierte
Kolloide zum Einsatz. Während
des Dialyseprozesses werden die Stabilisatormoleküle gegen
die Phospholipide ausgetauscht. Es bilden sich so in Liposome eingekapselte Magnetpartikel
aus.
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Über die
physiologischen Vorteile hinaus, die die Liposome aufgrund ihrer
ausgeprägten
Biokompatibilität
bieten, eröffnet
die Verwendung von Liposomen als Wirkstoffträger überraschenderweise die Möglichkeit,
die Freisetzung der Wirksubstanzen mit Hilfe einer Ultraschallbehandlung
zu bewerkstelligen. Aufgrund der Labilität der Lipidmembran kann diese mit
Hilfe einer Ultraschalleinstrahlung aufgebrochen werden. Hierfür kommen üblicherweise
Frequenzen im Bereich von 0,6 bis 2,5 MHz und einer Leistung von
0,3 bis 2,5 W/cm2 zum Einsatz. Aufgrund
der durch die Ultraschallwellen ausgelösten Scherkräfte wird
die Liposommembran aufgebrochen, so dass deren Inhalt freigesetzt
wird. Die Ultraschallbehandlungen dauern in der Regel bis zu 30
Sekunden, wobei auch mehrere kürzere
Intervall-Bestrahlungszeiten möglich
sind. Für
die erfindungsgemäßen Mittel haben
sich besonders die Lipidkomponente Dioleoylphosphatidylethanolamin
enthaltende kationische Liposome als geeignet erwiesen, da sie direkt
an die Stammzellen binden. Der Anteil dieser Komponente in der Lipidmembran
beträgt
in der Regel 2–10 Mol-%.
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Neben
der Anwendung der Liposome konnte überraschenderweise auch gezeigt
werden, daß sich auch
Membranvesikel in Form magnetischer Nano- oder Mikrobläschen als
Transportvehikel für
die Stammzellen nutzen lassen. Grundsätzlich werden die Membranvesikel
durch Beschallen von oberflächenaktiven
Substanzen in Gegenwart der einzukapselnden Wirksubstanz mittels
Ultraschall hergestellt. Dabei gelangen in der Regel Frequenzen
im Bereich von 10–50
kHz zur Anwendung. Um die Vesikel als Transportsysteme für die Stammzellen
nutzen zu können,
werden vorzugsweise solche Vesikel-bildenden Substanzen verwendet,
die eine positive Ladung tragen und dadurch befähigt sind, sich in effizienter Weise
an die Stammzellen anzulagern. Beispiele hierfür sind Polyethylenimin, Dialkylamino-alkyl-Polysaccharid-Derivate,
z.B. Dextran oder Stärke,
oder Polylysin. Desweiteren sind auch solche Substanzklassen wie
z.B. Albumin, heterobipolare Tenside oder Polyethylenoxid-Polypropylenoxid-Blockcopolymere
verwendbar, die ein ausgeprägtes
Vesikel-Bildungsverhalten aufweisen.
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Zusätzlich zu
der Beschichtung oder Einkapselung der magnetischen Nanopartikeln
mit den oben genannten Polymeren eröffnen die erfindungsgemäßen Verfahren überraschenderweise
eine weitere Möglichkeit
zur Einkapselung der magnetischen Kolloide in eine sphärisches
Magnetkapsel. Hierfür kommen
die allgemein bekannten Verfahren wie inverse Suspensionsvernetzung
(suspension-crosslinking), Emulsionspolymerisation, inverse Suspensionspolymerisation,
das Präzipitationsverfahren
oder der Solvent-Evaporations-Prozeß aus organischer Phase zur
Anwendung.
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Beim
Suspensionsvernetzungsverfahren wird eine wäßrige Polymerlösung, in
der das magnetische Kolloid dispergiert ist, in einer mit Wasser
nicht mischbaren organischen Phase suspendiert und anschließend mit
einem geeigneten bi- oder trifunktionellen Vernetzer vernetzt. Wasserlösliche Polymere, die
für dieses
Verfahren vorzugsweise in Frage kommen, sind z.B. Serumalbumin,
Proteoglycane, Glykoproteine, Polyvinylalkohol, Zellulose, Agarose,
Dextran, Pullulan, Alginate, Hyaluronate, Stärke, Polyhydroxyäthylmethacrylat.
Als organische Phase eignen sich Öle wie Paraffinöl, Pflanzenöl, Siliconöl, Baumwollsaatöl oder organische
Lösungsmittel
wie Xylol, Cyclohexan, Chloroform, Butanol, Heptanol, Toluol, Benzol,
Essigester, Hexan, Heptan, Octan oder chlorierte Kohlenwasserstoffe
sowie Mischungen derselben. Da die angestrebte computertomographische Kontrastverstärkung besonders
von Teilchengrößen im Bereich
von 50 bis 300 nm realisiert wird, muß der Suspensionsprozeß in diese
Richtung gesteuert werden. Diese Aufgabe wird überraschenderweise durch Zugabe
von 0,1 bis 10 Gew-% Tensiden bzw. oberflächenaktiven Stoffen erreicht,
die der organischen Phase zugesetzt werden. Diese Stoffe sind z.B.
Polyoxyäthylenaddukte,
Polyoxyäthylensorbitolester,
Polyäthylenpropylenoxid-
Blockcopolymeren, Alkylphenoxypolyäthoxyäthanole, Fettalkoholglycoläther-Phosphorsäureester,
Sorbitan-Fettsäureester, Polyoxyäthylenalkohole,
Polyoxyäthylensorbitan-fettsäurester
oder Polyoxyäthylensäuren angehören, zugegeben.
Die Volumenverhältnisse
von organischer Phase zur Polymer/Magnetkolloid-Phase variieren
dabei zwischen 10:1 und 60:1, die der Polymer-Phase zur Magnetkolloid-Phase
in der Regel zwischen 1:0,2 und 1:1, vorzugsweise zwischen 1:0,5
und 1:0,8, wobei das Polymer-Magnetkolloid-Verhältnis
durch die jeweilige Menge des Festkörperanteiles im Kolloid bestimmt
wird. Diese liegt in der Regel zwischen 5 und 30 Gew.-%. Der Magnetfestkörperanteil
im Polymeren beträgt
vorteilhafterweise 20 bis 60 Gew.-%. Dieser hohe Magnetkolloid-Anteil,
durch den sich die erqfindungsgemäßen Mittel grundlegend von
den herkömmlichen
magnetischen Polymerträgern
unterscheiden, wird deswegen gewählt,
da die magnetischen Manipulationen der Zellen sowie die Effizienz
des induktiven Aufheizens, d.h. die bei vorgegebenen Induktionsbedingungen
erzielte Aufheizung bzw. Aufheizrate direkt von der Menge des Magnetanteils
in den Zellen bzw. in den an den Zellen anhaftenden Magnetkompositen bestimmt
wird.
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Geeignete
Vernetzer für
die Polymermatrix sind di- und trifunktionelle Substanzen, die mit
den funktionellen Gruppen der Matrix (z.B. Hydroxyl-, Carboxyl-,
Aminogruppen) reagieren können.
Geeignete Beispiele hierfür
sind: Alkyldihalogenide, Glutaraldehyd, Di- und Triisocyanate, Divinylsulfon,
Bromcyan, Triallylisocyanurat, Divinyläthylenharnstoff Epichlorhydrin,
2-Chlor-1-methylpyridiniumiodid, 1,4-Butandioldivinyläther, Divinylsuccinat,
Divinylglutarat, Divinyladipat. Die Menge des Vernetzers, die in
erster Linie durch die Feinheit des Magnetkolloids festgelegt wird,
beträgt
in der Regel 0,5–5
Mol%, bezogen auf den Polymeranteil. Durchweg höhere Vernetzungsgrade sind
erforderlich, um im Falle sehr feiner Kolloide ein Herausdiffundieren
aus der Matrix zu verhindern.
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Analog
zum Vernetzungsverfahren in Suspension bietet auch die inverse Suspensionspolymerisation
die Möglichkeit,
die Magnetkolloide in definierter Weise einzukapseln. Dazu wird
ein wasserlösliches
Vinylmonorner in einer mit dem Monomeren nicht mischbaren organischen
Phase suspendiert und anschließend
unter Zugabe geeigneter Stabilisatoren radikalisch polymerisiert.
Verfahren dieser Art sind dem Fachmann auf diesem Gebiet allgemein
bekannt. Als Monomere kommen wasserlösliche Monomere wie z.B. Vinylpyrrolidon,
Acrylamid, 2-Hydroxyäthyl-methacrylat,
Hydroxyäthylacrylat,
N-Isopropylacrylamid,
Acrylsäure,
Methacrylsäure
sowie Mischungen derselben in Frage. Die Suspensionsphasen entsprechen
durchweg den bei der Suspensionsvernetzung angegebenen organischen,
nicht mit Wasser mischbaren Phasen. Als Suspensionsstabilisatoren
kommen in der Regel dieselben Stabilisatoren zur Anwendung wie beim
vorgenannten Vernetzungsverfahren. Innerhalb dieser Verfahrenstechnik hat
sich für
die Einkapselung vor allem 2-Hydroxyäthymethacrylat als vorteilhaft
erwiesen, da das Polymere einerseits die Voraussetzungen eines Hydrogels
erfüllt,
andererseits aufgrund seiner chemischen Struktur hochfunktionell
ist. Für
die Einkapselung mit diesem Polymeren haben sich Stabilisatoren
in Form von synthetischen Polymersystemen wie z.B. Polymethylmethacrylat,
Methacryloyl-Endgruppen enthaltendes Polymethylmethacrylat, Polystyrol,
Polystyrolderivate oder Polybutadienderivate als besonders vorteilhaft
erwiesen. Die Mengenverhältnisse von
Polymer zu Magnetkolloid sind analog denen im vorgenannten Vernetzungsverfahren.
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Eine
weitere Methode zur Einkapselung der Magnetkolloide leitet sich
aus den bekannten Verfahren zur Herstellung von Polymerpartikeln
mit Hilfe der Emulsionspolymerisation ab. Diese wird vorteilhafterweise,
wie dem Fachmann auf diesem Gebiet hinlänglich bekannt ist, (D.
Horak et al., Biotechn. Progr. Vol. 15, 208–215, 1999) entweder
durch Zugabe anionischer Tenside wie Polyacrylsäure oder Dodecylbenzolsulfonat,
nicht-ionischer Tenside wie Alkylphenylpolyäthylenglykole oder Polyäthylenglykoltrimetyl-nonyläther, kombinierte
Zugabe anionischer und nicht-ionischer Tenside oder aber unter emulgatorfreien
Bedingungen durchgeführt,
wobei letztere Verfahrensweise wahlweise in Gegenwart von Natriumchlorid
erfolgen kann.
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Unter
Zugrundelegung dieser Verfahrenstechnik konnte nun überraschenderweise
gezeigt werden, daß durch
Zugabe von mit lipophilen oder semi-lipophilen Tensiden stabilisierte
Magnetkolloide zum Emulsionspolymerisationsansatz diese in die sich
bildenden Polymerpartikel eingekapselt werden. Geeignete oberflächenaktive
Substanzen sind solche, die einen HLB-Wert (Hydrophilic-Lipophilic-Balance)
von 1–12
aufweisen. Beispiele hierfür
sind: Polyäthylenpropylenoxid-Blockcopolymere,
Alkylphenoxypolyäthoxyäthanole,
Polyoxyäthylenalkohole,
Polyoxyäthylen-sorbitanfettsäurester,
Sorbitanfettsäureester.
Folgende Reaktionsansätze
haben sich als geeignet erwiesen: Monomerkonzentration 0,7–5,2 Mol/Liter,
Initiatorkonzentration 1–10 mMol/Liter,
Stabilisatorkonzentration 0,1–80 mMol/Liter;
die Natriumchlorid Konzentration kann wahlweise bis zu 20 mMol/Liter
betragen. Diese Ansätze
liefern Magnetpartikel mit Partikelgrößen zwischen 300 nm und 4 μm.
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Zur
Herstellung der Magnetpartikel nach dem Solvent-Evaporations-Prozeß, der eine
spezielle Methode innerhalb der Präzipitatonstechnologie darstellt,
geht man in der Regel von einem Zweiphasensystem aus, das aus einer
mit Wasser nicht mischbaren organischen Polymerphase und einem wäßrigen Dispersionsmittel
besteht. Dabei wird die lipophile Polymerphase, in der zunächst das
Magnetkolloid dispergiert wird, unter definierten Rührbedingungen
in der wäßrigen Phase
suspendiert. Durch den Kontakt mit der wäßrigen Phase fällt das
Polymere unter Verdampfen des Lösungsmittels
in Form isolierter Partikel aus. Erfahrungsgemäß können mit Hilfe der Rührgeschwindigkeit
sowie durch Zugabe von oberflächenaktiven
Substanzen sowohl zur organischen- als auch zur Suspensionsphase
die Partikelgrößen im Bereich
von 1–250 μm variiert
werden. Alternativ läßt sich
die organische Polymerphase auch mit Hilfe einer Sprühvorrichtung
in die hydrophile Phase eintragen. Sprühsysteme und Verfahren dieser
Art sind allgemeiner Stand der Technik. Polymere, die sich für ein solches
Herstellungsverfahren eignen, sind grundsätzlich solche Polymere, die
in organischen Lösungsmitteln,
nicht aber in wäßrigem Milieu
löslich
sind. Beispiele hierfür
sind: Poly(lactid-co-glycolid), Polymethacrylat, Polyamide, Polyester,
Polyvinyläther,
Polyvinylacetale, Polyvinylketone, Polyvinylhalogenide, Polyvinylester
oder Polycarbonate. Geeignete Lösungsmittel
für diese
Polymeren sind erfahrungsgemäß z.B.:
Tetrahydrofuran, Methylenchlorid, Chloroform oder Aceton Eines der
zentralen Anliegen der vorliegenden Erfindung ist die Anlagerung
oder Inkorporation der Magnetkomposite an oder in die Stammzellen
sowie das anschließende
rezeptorvermittelte Gewebe-homing.
-
Zur
Anlagerung werden Bioliganden an die Magnetkomposite kovalent gekoppelt,
die sowohl die spezifische Anlagerung der Magnetkomposite an die Stammzellen
als auch an die Zielzellen bzw. das Zielgewebe ermöglichen.
Diese Aufgabe wird durch Ankopplung von vorzugsweise solchen Antikörpern erfüllt, die
z.B. spezifisch gegen den CD34, CXCR4, CD133, C117/c-Kit, den Stammzell-Rezeptoren,
gerichtet sind. Dieses komplementäre Prinzip wird schon seit
geraumer Zeit auch in der Bioanalytik zur Separation dieser Zellen
genutzt. Alternativ zur Kopplung des Antikörpers sind auch Antikörper-Fragmente,
z.B. Fab oder F(ab)2 in analoger Weise geeignet,
diese Aufgabe zu erfüllen.
Um die synergetische Wirkweise der erfindungsgemäßen Magnetkomposit-Stammzell-Komplexe
zu nutzen, werden simultan mit den Stammzell-bindenden Antikörpern auch
solche Rezeptor-erkennenden Bioliganden gekoppelt, die ein spezifisches
Zell- bzw. Gewebe-homing vermitteln.
-
Bei
diesen homing-vermittelnden Bioliganden handelt es sich um Biomoleküle, die
in der Lage sind, sich komplementär an Strukturen (Rezeptoren) auf
den Zielzellen bzw. dem Zielgewebe anzuhaften. Das sind vorzugsweise
Antikörper
oder Antikörper-Fragmente,
die gegen Zellmembran-exprimierte Moleküle (Rezeptoren z.B.) oder Tumormarker
gerichtet sind und dadurch das spezifische anchoring/homing des
Stammzell-Magnetkomposit-Komplexes im oder an das Zielgewebe oder
die Tumorzellen ermöglichen.
Beispiele für
solche, die Erfindung jedoch nicht einschränkende Zielstrukturen sind: c-Kit
Rezeptor, Chemokin Rezeptor CXCR4, vascular endothelial growth factor
receptor (VEGFR1), epidermal growth factor receptor (EGFR), Selektine,
Integrine, lymphocyte function-associated antigen-1 (LFA-1), very
late antigen (VLA), interzelluläres
Adhäsionsmolekül (ICAM),
CD44, CD133, desweiteren Tumormarker bzw. -Antigene wie tumorassoziiertes Transplantationsantigen
(TATA), onkofetales Antigen, tumorspezifisches Transplantationsantigen
(TSTA), tumorassoziiertes Antigen (TAA), p53-Protein, Insulin-Wachstumsfaktor-Rezeptor
(IGFR-1), luteinisierender Hormon-Rezeptor (LH), human epidermal growth
factor receptor (Her2), Tyrosinkinase Rezeptor (Her2/neu), 9.2.27
Proteoglycan sulfat, Tyrosinase, MAGE-1, β-catenin, MUC-1, CD20, CAMPATH-1, Lewis
CA-125,, FAP-α, Melanom-Antigene
(MAGE-1, MAGE-B2, DAM-6, DAM-10), Mucin (MUC1), alpha-Fetoprotein
(AFP), Helicose-Antigen (HAGE), humanes Papilloma Virus (HPV-E7),
Caspase-8 (CASP-8), CD3, CD10, CD28, CD30, CD25, CD64, Interleukin-2,
Interleukin-9, Mamma-CA-Antigen, Prostata-spezifisches Antigen (PSA),
GD2-Antigen, Melanocortin-Rezeptor
(MCIR), 138H11-Antigen. Die entsprechenden Antikörper können dabei wahlweise als monoklonale
oder polyklonale Antikörper,
als Antikörper-Fragmente
(Fab, F(ab')2), als Einzelkettenmoleküle (scFv), als „Diabodies", „Triabodies", „Minibodies" oder bispezifische
Antikörper
eingesetzt werden.
-
Im
Hinblick auf ein besonders effizientes homing hat es sich als vorteilhaft
herausgestellt, die anti-CD34-Antikörper und die Zielzell-vermittelnden
Antikörpern
im Verhältnis
1:2 bis 1:5 zu koppeln.
-
Neben
der Anwendung von Antikörpern,
die vor allem gegen Tumorantigene gerichtet sind, lassen sich darüber hinaus
weitere Bioliganden für
ein gewebespezifische Anwendungen nutzen. Dazu zählen beispielsweise Polysaccharide
in Form der Hyaluronsäure,
die an CD44 Marker binden können,
Glykoproteine wie Lektine, Asialoglykoproteine für eine leberspezifische Applikation,
Integrine- oder Selektine-bindende Liganden für ein Angiogenese- bzw. Lymphozyten-homing.
-
Mit
Hilfe der immobilisierten, komplementären Bioliganden lassen sich
die Magnetkomposit-Stammzell-Komplexe
direkt an das Zielgewebe dirigieren, so dass sich deren therapeutisches
Potential direkt am Ort des pathogenen Gewebes entfalten kann. Durch
diesen kombinatorischen Ansatz ist erstmals die Möglichkeit
gegeben, die Stammzell-Therapie wesentlich wirksamer zu gestalten.
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Die
Kopplungen der verschiedenen sowohl gegen den CD34 Oberflächenmarker
als auch gegen die Zielzellstrukturen gerichteten Antikörper erfolgen nach
den bekannten Verfahren zur Immobilisierung von Bioliganden an polymere
Träger
(A.S. Hoffman et al., Trans. Amer. Soc. Artif. Organs, Vol.
18, 10, 1972). Als Kopplungsmedien kommen z.B. Bromcyan,
Carbodiimide, Hexamethylendiisocyanat, Tosylchlorid, Tresylchlorid,
2-Fluor-1-methyl-pyridinium-toluol-4-sulfonat, Epichlorhydrin, N-Hydroxysuccinimid,
Chlorcarbonat, Isonitril, Hydrazide, Glutaraldehyd, 1,1',-Carbonyl-diimidazol,
1,4-Butandiol-diglycidyläther
in Frage. Besonders günstig
sind darüber
hinaus die Kopplungen der Bioliganden über Spacer-Moleküle, das
sind heterobifunktionelle, reaktive Verbindungen, die sowohl mit
den funktionellen Gruppen der Magnetkomposite (Carboxyl-, Hydroxyl-,
Sulfhydryl-, Aminogruppen) als auch mit dem Bioliganden eine chemische
Bindung eingehen können.
Beispiele hierfür
sind: Succinimidyl-4-(N-maleiimido-methyl)-cyclohexan-1-carboxylat,
4-Succinimidyloxycarbonyl-α-(2-pyridyldithio)toluol,
Succinimidyl-4-(p-maleimidophenyl)butyrat, N-γ-Maleimidobutyryloxysuccinimidester,
3-(2-Pyridyldithio)propionylhydrazid, Sulfosuccinimidyl-2-(p- azidosalicylamido)äthyl-1,3'-dithiopropionat,
Succinimidyl-4-(N-maleiimido-methyl)-cyclohexan-1-carboxylat, N-γ-Maleimidobutyryloxysuccinirnidester.
-
Neben
der Rezeptor-vermittelten gewebespezifischen Applikation der Stammzellen
besteht eine weitere Anwendungsform der vorliegenden Erfindung darin,
die Magnetkomposite in die Stammzellen einzukapseln und sie sodann
mit Hilfe eines starken Magneten in das Zielgewebe zu transportieren (trafficking).
Zu diesem Zweck werden die magnetischen Nanopartikel mit solchen
Polymerhüllen
versehen, die die Stammzellen dazu veranlassen, sie über einen
Endozytose-Mechanismus in das Zellinnere einzuschleusen. Es hat
sich gezeigt, daß überraschenderweise
solche Polymere oder Stabilisatoren dazu befähigt sind, eine Endozytose
auszulösen,
die über
eine kationische Hülle
verfügen.
Solche positiv geladenen Polymerbeschichtungen können beispielsweise über Diethylaminoethyl-,
Dimethylaminoethyl-, Trimethylaminoethyl- oder Dimethylaminopropyl-substituierte
Polymere erzeugt werden. Die Einführung solcher Gruppen in die
Polymermatrix geschieht nach bekannten Methoden z.B. über die
Substitution von Oxiran-substituierten Polymeren mit den entsprechenden
Aminoverbindungen. Diese Reaktionsweisen sind bei der Herstellung
von Ionenaustauscher-Harzen
dem Fachmann auf diesem Gebiet grundsätzlich bekannt. Polymere, die
sich für
eine solche Substitution besonders eignen sind z.B. Polyvinylalkohole
und Polysaccharide sowie deren Derivate wie Dextran, Agarose oder
Stärke.
Eine weitere Gruppe von Polymeren, die hierzu auch geeignet sind,
stellen die Chitosane und die Polyethylenimine dar, die naturgemäß kationische
Gruppen tragen. Die dafür
vorzugsweise auszuwählenden
Molmassen liegen zwischen 5 und 100 kDa. Die bevorzugte Darstellungsweise
dieser Verbindungsklasse geschieht in Analogie zur Herstellung der
Magnetkolloide, wobei die Ausfällung
der Eisensalze in Gegenwart der entsprechenden kationischen Polymeren
durchgeführt
wird. Das molare Verhältnis
Polymer zu Magnetkolloide beträgt
in der Regel 1:1 bis 5:1. Die Inkorporationsfähigkeit der kationischen Magnetkomposite
in die Stammzellen kann in einer weiteren Anwendungsform auch dazu
genutzt werden, eine verbesserte Gentransfektion herbeizuführen. Aufgrund
der entgegengesetzt geladenen Zellmembran sind die kationischen
Träger
befähigt,
die Zellmenbran zu überwinden
und in das Innere der Zelle zu diffundieren. Es hat sich überraschenderweise
gezeigt, dass die kationischen Magnetkomposite auch Genvektoren
zu binden in der Lage sind und sich dazu eignen, die Vektoren unter
Ausnutzung der magnetischen Kräfte
in beschleunigter Form in das Zellinnere zu transportieren, um dort
eine Gentransfektion auszulösen
(magnetofection).
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Dazu
werden im ersten Schritt Genvektoren mit den kationischen Magnetkompositen
inkubiert und anschließend
mit den Zellen vorzugsweise in einer Kulturschale in Kontakt gebracht.
Durch Anlegen eines starken Handmagneten oder Elektromagneten an
die Unterseite der Kulturschale wird die Transfektion ausgelöst. Die
magnetinduzierte Transfektion geschieht üblicherweise über einen
Zeitraum von 10 bis 15 Minuten. Danach wird die Standardkultivierung über 2 bis
5 Stunden fortgesetzt. Für
die magnetofection werden üblicherweise
Magneten mit einer Magnetfeldstärke
von 0,2 bis 0,8 Tesla benutzt.
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Vektoren,
die im Sinne einer verbesserten Stammzellen-Therapie in Frage kommen,
sind entweder einzel- oder doppelsträngige Nukleinsäuren oder
Plasmide, die z.B. als Antisens bestimmte Gene regulieren oder abschalten,
oder eine Zelldifferenzierung, Transdifferenzierung, Plastizität, anchoring,
Signaltransduktion oder Zellproliferation herbeiführen können.
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Neben
dieser, die Inkorporation der Magnetkomposite in die Stammzelle
fördernde
Beschichtung, konnte darüber
hinaus auch gezeigt werden, daß die
Kopplung des HIV-Tat Peptides, einem Transkriptionsverstärker, an
die Magnetkomposite eine bis zu 10fach verbesserte Aufnahme der
Partikel in die Stammzellen bedingt.
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Um
eine besonders gute Voraussetzung für ein Magnetfeld-gesteuertes
homing zu ermöglichen, müssen die
Magnetkolloide mit einer möglichst
hohen Konzentration in den Zellen vorliegen. Es konnte gezeigt werden,
daß bei
einer Teilchengröße zwischen
50 und 150 nm eine Magnetteilchenanzahl von 50–100 in der Zelle ausreicht,
um eine magnetische Steuerung zu vermitteln. Die für eine lokale
Manipulation erforderlichen Magnetfeldstärken liegen dabei im Bereich
von 0,5 bis 2 Tesla. Diese Magnetfeldstärken können entweder mit einem Neodym-Bor-Eisen Handmagneten
oder mit einem Elektromagneten erzeugt werden. Alternativ reichen
auch bereits Teilchenzahlen von deutlich unter 50 aus, um ein magnetisches
Ansprechverhalten zu vermitteln. Voraussetzung dafür sind eingekapselte
Magnetpartikel mit einer Größe von 200
bis 800 nm.
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Infolge
der verzögerten
Aufnahme solch großer
Teilchen in die Stammzellen kann eine Elektroporationsmethode, wie
sie aus der Zelltechnologie bekannt sind, verwendet werden. Dazu
werden die Stammzellen in ein inhomogenes elektrisches Feld gebracht
und nach Ausrichtung im Feld mit Hilfe eines Mikrosekunden Pulses
verschmolzen. Im Rahmen der erfindungsgemäßen Mittel und Verfahren haben
sich folgende Elektroporationsparameter als vorteilhaft erwiesen:
Spannung: 250–900
V, Pulslänge:
60–300 μs, Anzahl
der Pulse: 1–2,
Pulsintervall: bis 5 Sekunden, Zellzahl: 1 × 105–106. Vorzugsweise werden hierfür in Liposome
eingekapselte Magnetpartikel verwendet. Geräte für die Elektroporation sind kommerziell
z.B. von der Firma Bio-Rad Gene Pulser XcellTM erhältlich.
Alternativ lassen sich auch die aus dem Stand der Technik bekannten
Methoden wie Nukleofektion oder Lipofektion dafür anwenden.
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Ein
weiteres Merkmal der vorliegenden erfindungsgemäßen Mittel und Verfahren besteht
darin, die Magnetkomposite unter Verwendung eines äußeren hochfrequenten
magnetischen Wechselfeldes zu erwärmen. Diese Prinzip, das bereits
seit langem zur Überwärmung (Hyperthermie)
von Tumorzellen angewendet wird, um eine selektive Apoptose herbeizuführen, kann
auch für
eine verbesserte Anwendungen im Rahmen der Stammzell-Therapie verwendet werden.
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Ausgangspunkt
der Entwicklung sind thermosensitive Polymere, in die die Magnetpartikel
eingekapselt werden. Beispiele für
solche, die Erfindung jedoch nicht einschränkende thermosensitiven Polymere
sind N-Isopropylacrylamid, Hydroxypropylzellulose, Polyvinylalkohol,
Agarose oder Gelatine. Unter Benutzung eines definierten Frequenzfensters
(weitere Erläuterungen
s. weiter unten) lassen sich nur die Magnetpartikel aufheizen, das übrige organische Gewebe
wird dabei nicht miterwärmt.
Infolge der induktiven Erwärmung
der Polymermatrix werden physikalische Strukturveränderungen
ausgelöst,
die im Falle der N-Isopropylacrylamid
und der Hydroxypropylcellulose zu einem deutlichen Entquellungsvorgang
bzw. Schrumpf führen.
Im Falle des Polyvinylalkohols, der Agarose und der Gelatine werden
die Polymerkapseln dagegen weitgehend aufgelöst. Wie aus dem Stand der Technik
bekannt (
WO 2005/042142 und
PCT/EP03/05614 ), lassen
sich beide Prinzipien dazu nutzen, durch Einkapselung von Medikamenten
kontaktfrei-steuerbare Depots zu entwickeln, indem die induzierte
Wärme die
Freisetzung auslöst.
Während
die vorgenannten Verfahrensweisen sich rein auf die Applikation
von Medikamenten oder Hormonen beschränken, können die thermosensitiven Träger überraschenderweise
auch zur einer verbesserten Anwendungen der Stammzell-Technologie
genutzt werden.
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Eines
der zentralen Anliegen innerhalb der Stammzell-Therapie ist neben
dem homing und anchoring auch parallel dazu die Zelldifferenzierung und
-proliferation. Beides sind Grundvoraussetzungen für eine erfolgreiche
Anwendungen im Rahmen der Stammzelltherapie. Um diesen Erfordernissen Rechnung
zu tragen, werden heute Wirkfaktoren eingesetzt, die eine Zelldifferenzierung,
Zellwachstum, Myogenese oder Angiogenese bewirken. Beispiele hierfür sind der
Stammzell-Faktor (SCF) oder der granulocyte colony stimulating factor
(G-CSF), die die Myogenese und Angiogenese in einem Infarktherd
und/oder Heilung des Infarktes durch verstärkte Makrophagen-Infiltration
unterstützen
können.
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Die
erfindungsgemäßen Mittel
bieten hier nun eine Möglichkeit,
durch Einkapselung dieser Wirkfaktoren in die thermosensitive Matrix
und durch anschließende
Anwendungen des hochfrequenten magnetischen Wechselfeldes diese
gezielt und in dosierter Form freizusetzen. Der Aspekt der Dosierung spielt
dabei eine entscheidende Rolle, da die volle Entfaltung der Wirkfaktoren
konzentrationsgesteuert ist.
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Zur
Realisierung dieser Aufgabe werden die Magnetkolloide simultan mit
den entsprechenden Wirksubstanzen in die thermosensitive Matrix
eingekapselt. Um eine ausreichende Beladung der Kapseln mit den
Wirksubstanzen zu gewährleisten,
werden Magnetkomposite vorzugsweise mit einer Teilchengröße zwischen
300 und 900 nm eingesetzt. Durch gezielte Zudosierung der entsprechenden Mengen
des betreffenden Kolloides lassen sich die magnetischen Eigenschaften
und analog damit die Aufheizeigenschaften des Magnetkomposits gezielt steuern.
Die Konzentrationen der Magnetkolloide im Monomeransatz betragen
in der Regel 10 bis 30 Gew.-%
bezogen auf die Monomerphase, wobei der Feststoffanteil des Eisenoxids
im Kolloid in der Regel 5–20
Gew-% beträgt.
Es werden hierfür
inverse Suspensionsverfahren (Wasser-in-Öl) angewendet, die eine effiziente
und rasche Einkapselung der verschiedenen Substanzen ermöglichen.
Zur Herstellung der thermosensitiven Polymeren, die üblicherweise
als 5–30%ige
Lösungen
eingesetzt werden, kommen je nach Polymerart folgende Verfahren
zum Einsatz:
- 1. N-Isopropylacrylamid: Radikalische
Polymerisation in Suspension,
- 2. Hydroxypropylzellulose: Vernetzung in Suspension
- 3. Gelatine, Agarose und Polyvinylalkohol: Suspension des gelösten Polymeren
bei erhöhten Temperaturen
und Verfestigung beim Abkühlen.
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N-Isopropylacrylamid
wird zusammen mit dem betreffenden Kolloid in einer organischen,
nicht mit Wasser mischbaren Phase unter Rühren suspendiert und dabei
radikalisch polymerisiert wird. Die Modalitäten für die Synthese von magnetischen
Mikro- und Nanopartikeln gehen aus Patentanmeldung
PCT/EP03/05614 hervor und können von
Fachmann auf diesem Gebiet jeder Zeit nachvollzogen werden.
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Für die Applikationen
besonders im biomedizinischen Bereich hat es sich gezeigt, dass
Homopolymere aus N-Isopropylacrylamid allein nicht für eine in
vivo Applikation nutzbar sind. Dies hängt mit der Phasenübergangstemperatur
der Poly-N-Isopropylacrylamids zusammen, die herstellungsbedingt
allgemein zwischen 27 und 34°C
liegt. Da diese Temperaturen bereits unterhalb der normalen Körpertemperatur
liegen, bedeutet das, das die angestrebten und anwendungsrelevanten Änderungen
der physikalischen Struktur im Polymergel bereits stattgefunden haben.
Um diese spezifischen Eigenschaften dennoch für die in vivo Applikation nutzen
zu können, werden
Copolymerisationen des N-Isopropylacrylamids mit Carboxylgruppen-haltigen
Comonomeren wie Acrylsäure
oder Methacrylsäure
vorgenommen, die die Phasenübergangstemperatur
zu höheren Werten
verschieben, so dass die Funktion der erfindungsgemäßen Mittel
in Verbindung mit der induktiven Erwärmung in vollem Umfang genutzt
werden kann. So weisen nano- und mikropartikuläre Acrylsäure- und Methacrylsäure-Copolymerisate, deren Comonomerengehalt
zwischen 0,5 und 3 Mol% liegt, einen maximalen Schrumpf oberhalb
von 38°C
auf.
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Bei
der Einkapselung von Wachstums- bzw. Wirkfaktoren in die N-Isopropylacrylamid-Matrix
besteht das Hauptproblem darin, die empfindlichen Wirksubstanzen,
bei denen es sich durchweg um Proteine handelt, durch die Polymerisationsbedingungen
nicht nachhaltig zu schädigen
bzw. zu inaktivieren. Um diesem Umstand Rechnung zu tragen, hat
es sich überraschenderweise
als vorteilhaft erwiesen, den Wirksubstanzen strukturpräservierende Zusätze zuzugeben.
Beispiele für
solche Substanzen, deren Konzentration im Monomeransatz in der Regel
zwischen 0,1 und 5 Gew.-% beträgt,
sind: Inosit, Polyvinylalkohol, Mannit, Sorbit, Aldonit, Erythrit, Sucrose,
Glycerin, Xylit, Fructose, Glucose, Galactose oder Maltose.
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Nachdem
die Polymerträger
ihren Wirkort erreicht haben, können
sie durch Anlegen eines hochfrequenten magnetischen Wechselfeldes,
das sich außerhalb
des eigentlichen Wirk- bzw. Reaktionsbereiches der Polymerträger befindet,
auf die entsprechenden Phasenübergangstemperaturen
erwärmt werden.
Durch die erzeugte Wärme
wird ein Schrumpfprozess in dem Polymergel induziert, der eine rasche
Freisetzung der eingekapselten Wirkstoffe aus der Matrix auslöst.
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Die
Zeiten, die die Wirksubstanz benötigt, um
aus dem Gel herauszudiffundieren hängen grundsätzlich von der Größe des Gels,
der Molmasse des Wirkstoffes, der Temperatur des Gels sowie dem Vernetzungsgrad
des Trägers
ab. Allgemein gilt, dass geringer vernetzte Gele (0,1 bis 1% Vernetzung)
sowie Nano- und Mikropartikel eine sehr rasche Diffusion der Wirksubstanz
zulassen als höher vernetzte
Polymere (> 1% Vernetzung)
bzw. makroskopische Gele. So können
niedermolekulare Substanzen (Molmasse < 10 kDa) innerhalb einer Minute zu
80% aus einem 1% vernetzten Nanopartikel, mittlere Teilchengröße 430 nm,
beim Erwärmen
auf > 40°C hinausdiffundieren,
während
dieselben Wirksubstanzen in einem ca. 5 μm Gelpartikel dafür etwa 5
bis 10 Min. benötigen.
Höhermolekulare
Wirkstoffe wie z.B. Proteine benötigen
unter analogen Bedingungen entsprechend längere Zeiten: > 10 Minuten. Um die
Freisetzungsraten der Wirkstoffe zu verändern, bieten die erfindungsgemäßen Mittel,
wie oben gezeigt, eine Reihe einstellbarer bzw. veränderbarer Parameter
wie Teilchengröße, Comonomerengehalt, Art
des Comonomeren, Erwärmung
und/oder Vernetzungsgrad, die gewünschten Eigenschaften der Trägermedien
so zu verändern,
dass eine bestmögliche Anpassung
an die jeweiligen Aufgaben möglich
ist.
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Die
Synthese magnetischer Hydroxypropylzellulose-Komposite erfolgt analog
den Verfahren, die aus der Patentanmeldung
WO 20065/042142 hervorgehen. Dazu
werden in der Regel Pflanzenöle mit
einer Viskosität
von 50 bis 200 cp (20°C)
als kontinuierliche Phase verwendet, in der das Polymere als 1–10%ige
Lösung
dispergiert und während
der Suspensionsprozesses mit Divinylsulfon zu festen perlförmigen Partikeln
vernetzt wird.
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Die
Herstellung der thermosensitiven Magnetkomposite auf der Basis von
Gelatine, Agarose oder Polyvinylalkohol erfolgt entsprechend den
Verfahren, wie sie aus
DE 3900945 hervorgehen.
Hierzu werden in der Regel 1–10%ige
Lösungen
des betreffenden Polymeren in Wasser, DMF oder Ethylenglykol bei
Temperaturen oberhalb 80°C
hergestellt. Nach Abkühlung
auf 40–50°C werden
sodann die entsprechenden Magnetkolloide und die im Sinne der Aufgabenstellung
erforderlichen Wirksubstanzen zugesetzt. Während der anschließenden Dispersion
in einer Ölphase
werden Polymertröpfchen
gebildet, die sich bei der anschließenden Abkühlung auf Raumtemperatur zu
festen sphärischen
Magnetkompositen verfestigen. Die Teilchengrößen lassen sich dabei durch
die Art des mechanischen Suspendierens einstellen. Durch herkömmliches
Rühren
unter Zuhilfenahme eines herkömmlichen
KPG-Rührers
können je
nach Rührgeschwindigkeit
(500 bis 2000 U/Min) Teilchengrößen zwischen
10 bis 100 um realisiert werden. Teilchengrößen < 10 μm
lassen sich dagegen mittels eines Dispergierwerkzeuges, das nach dem "Rotor-Stator-Prinzip" arbeitet (z.B. Ultra-Turrax,
IKA Werke), erzeugen. Die hierbei benötigten Rührgeschwindigkeiten liegen
in der Regel oberhalb von 10.000 U/min. Die Partikelgrößen der
Magnetkomposite können
bei diesem Verfahren im Bereich von 500 bis 3000 nm eingestellt
und dementsprechend den speziellen Applikationen angepaßt werden.
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Um
im Sinne der Aufgabenstellung zu einer gezielten Zellproliferation
und -differenzierung zu gelangen, werden den Polymer- bzw. Monomerphasen zur
Herstellung der thermosensitiven Magnetkomposite vor dem Vernetzungs-
bzw. Verfestigungsprozess 0,1 bis 10 Gew-% einer oder mehrerer Wirksubstanz(en),
ausgewählt
aus der Gruppe der Transkriptionsfaktoren, Wachstumsfaktoren, cell-colony
stimulating factors, Transformationsfaktoren, chemoattractant Proteins,
Angiogenese Faktoren, Mitogene, Angiopoetine, Interleukine, Chemokine
oder Stammzell-Faktoren, zugesetzt.
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Der
letzte Syntheseschritt zur Herstellung thermosensitiver Magnetkomposite
betrifft die Kopplung der komplementären Bioliganden, die sowohl die
Stammzellbindung als auch das Gewebe-homing ermöglichen. Hierfür kommen
analoge Kopplungsverfahren zum Tragen, wie sie für die Polymer-Magnetkomposite
zuvor beschrieben wurden. Auch die Mengenverhältnisse der verschiedenen Bioliganden in
bezug auf das homing und die Stammzell-Bindung sind analog den obigen
Beispielen.
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Neben
dem rezeptorvermittelten homing können die mit den betreffenden
Wirksubstanzen beladenen Magnetkomposite auch mit Hilfe der bekannten
Verabreichungsmethoden wie Injektion, Implantation, Infiltration
oder Punktion an die gewünschten
physiologischen Wirkorte bzw. Gewebekompartimente appliziert werden.
Die gewebespezifische Applikation der Magnetpartikel kann noch dadurch
verstärkt
werden, dass die Teilchen mit Hilfe von Elektro- oder starken Permanentmagneten, die von
außen
in die Nähe
des Wirkortes platziert werden, punktuell an die gewünschten
Stellen dirigiert bzw. fixiert werden können (anchoring).
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Die
induktive Aufheizung der Magnetkomposite geschieht bisher ausschließlich über die
Einkapselung herkömmlicher
Eisenoxide als Heizelemente. Da die induktiv erzeugten Temperaturen
im Inneren der Magnetkomposite in bezug auf die Freisetzung der
verschiedenen Wirksubstanzen eine signifikante Rolle spielt, wurden über diese
Substanzen hinaus auch solche magnetischen Werkstoffe verwendet, deren
Curie-Temperatur im Bereich von 40 bis 100°C liegen. Hintergrund diese
Ansatzes ist das Verhalten von Ferro- oder Ferrimagneten in einem
Induktionsfeld. Es ist bekannt, daß sich diese Stoffe nur bis
zum Curiepunkt aufheizen lassen und oberhalb dieser Temperatur schlagartig
in den Paramagnetismus übergehen;
Paramagneten lassen sich jedoch unter den hier gewählten Induktionsbedingungen
nicht weiter aufheizen, d.h., sie oszillieren bei eingeschaltetem
Feld exakt um diesen Curie-Punkt. Somit stellen diese Werkstoffe
sich selbstregulierende Heizelemente dar. Der Ansatz der Temperaturregelung über Curie-Niedertemperatur-Werkstoffe
wurde erstmals in den Offenlegungsschriften
DE 3502998 und
DE 4201461 für eine gezielte Tumorhyperthermie
beschrieben.
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Um
dieses Prinzip der exakten Wärmeregulierung
auch für
die vorliegende Erfindung nutzen zu können, wurden neben den herkömmlichen
Eisenoxidpartikeln auch Curie-Niedertemperatur-Werkstoffe eingesetzt. Eine Möglichkeit
zu diesen Werkstoffen zu gelangen, besteht in der Herstellung von
Ferriten der allgemeinen Formel Me1-xZnxFe2O4,
worin Me Kobalt oder Nickel ist. Durch sukzessive Substitution des
Zinks lassen sich die gewünschten
Curie-Temperaturen realisieren. Geeignet für den Temperaturbereich von
43 bis 50°C
sind Ferrite mit der Zusammensetzung: Co0,4Zn0,6Fe2O4 und Ni0,2Zn0,8Fe2O4.
Weitere, die Erfindung nicht einschränkende Verbindungsklassen,
die die Bedingungen einer niedrigen Curie-Temperatur erfüllen, sind
Eisen/Seltenerdlegierungen mit der Zusammensetzung Fe17Pr2 und Fe17Er2.
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Zur
induktiven Erwärmung
der vorgenannten Magnetkomposite bedarf es einer speziellen Auslegung
des Magnetfeldes in bezug auf die Magnetfeldstärke sowie die Frequenz. Es
werden hierfür
in der Regel stromdurchflossene Spulen benutzt, die von einem Hochfrequenzgenerator
gespeist werden. Solche Spulensysteme und Hochfrequenzgeneratoren sind
allgemeiner Stand der Technik und werden kommerziell angeboten.
Die Abmessungen der Spulen richten sich nach den jeweiligen Probengrößen; sie weisen
allgemein einen Durchmesser von 5–40 cm und eine Länge von
10–30
cm auf. Die erforderliche Ausgangsleistung der HF-Generatoren liegt
normalerweise zwischen 0,5 und 1,5 kW. Zum Aufheizen der Magnetproben
können
grundsätzlich
zwei Generatoreinstellungen gewählt
werden: a) hohe Frequenz im Bereich von 5–80 MHz und niedrige Magnetfeldstärke von
100–500
A/m oder b) niedrige Frequenz von 0,2–5 MHz in Verbindung mit einer
hohen Magnetfeldstärke
von 5000–50000
A/m. Beide Feldparameterkombinationen gewährleisten eine ausreichende
Energieabsorption der Magnetpartikel innerhalb eines kurzen Applikationszeitraumes
(< 5 Minuten).
Da die Energieabsorption der magnetischen Kolloide und demzufolge
die Aufheizung der magnetischen Polymerpartikel von verschiedenen
Substanzparametern wie Kolloiddispersität, Kolloidzusammensetzung,
Kolloidkonzentration sowie der Art der Wärmekapazität der Polymermatrix abhängt, müssen zur
Einstellung einer konkreten Temperatur die Induktionsbedingungen
an die jeweiligen Proben adaptiert werden. So absorbieren größere Magnetteilchen
durchweg weniger Energie pro Masse als feinere Teilchen mit derselben
Zusammensetzung. Demzufolge sind für die induktive Aufheizung
grobdisperser Kolloide (> 1 μm) hohe magnetische
Feldamplituden von > 8
kA/m notwendig, um eine signifikante Energieaufnahme bei einer Frequenz
von < 1000 kHz
zu gewährleisten.
Im Gegensatz dazu reichen bei feindispersen Kolloiden mit einer
Partikelgröße < 300 nm bereits
Feldstärken
von 2–5
kA/m bei einer Frequenz von < 1000
kHz für
ein effizientes Aufheizen aus.
-
Speziell
für die
Nutzung des thermosensitiven Prinzips eröffnet sich durch Einkapselung
von metallischen Kolloiden überraschenderweise
die Möglichkeit,
die Komposite auch induktiv zu erwärmen. Hierfür kommen besonders die Kolloide
der Ni- und Kupferreihe wie beispielsweise Goldkolloide in Frage,
die auch aufgrund ihrer hervorragenden Biokompatibilität für den in
vivo Einsatz geeignet sind. Kolloide dieser Art werden, wie dem
Fachmann auf diesem Gebiet hinlänglich
bekannt, durchweg durch Reduktion der entsprechenden Metallsalze
oder durch Metallsprühverfahren
gewonnen. Metallkolloide werden darüber hinaus auch vielfältig kommerziell angeboten
(Sigma, Aldrich, Fluka).
-
Für die Einkapselung
der Metallkolloide werden diese in der Regel den Monomer- bzw. Polymermischungen
vor der Suspension zugesetzt. Während des
anschließenden
Verfestigungs- oder
Vernetzungsvorganges in der Suspension werden die Kolloide dann
analog zu den Magnetkolloiden in die Polymermatrix eingekapselt.
Der Metallanteil in den Polymerteilchen beträgt in der Regel zwischen 2
und 15 Gew.-%.
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Aus
praktischer Sicht ist es bei der Herstellung der Komposite von Vorteil,
die Kolloid-Monomer/Polymer-Mischung
kurzzeitig mit Hilfe eines Ultraschallfingers oder in einem Ultraschallbad
zu beschallen, um eine feine Dispersion des Kolloids in dem Polymerträger zu gewährleisten.
Durch die homogene Verteilung des Kolloides ist eine entsprechend
bessere Wärmeverteilung
in der Polymermatrix möglich,
die ihrerseits eine kontinuierliche Freisetzung der eingekapselten
Wirksubstanz gewährleistet.
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Durch
die Einkapselung vor allem von Goldkolloiden ist die Möglichkeit
gegeben, die Erwärmung des
Magnetkomposite nicht nur über
eine hochfrequentes Magnetfeld, sondern auch über die Bestrahlung mit nahem
Infrarotlicht (780–830
nm, > 25 W/cm2) zu bewerkstelligen.
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Die
erfindungsgemäßen Mittel
und Verfahren werden im folgenden anhand von Beispielen näher erläutert.
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Beispiel 1
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In
einer Lösung,
bestehend aus 24 ml p-Xylol und 48,5 ml 2-Butanol, in der 12.5 mM
Celluloseacetat-butyrat (Mw 65 kDa, Fa. Sigma) gelöst sind,
werden 2,4 ml eines nach Shinkai et al. (Biocatalysis, Vol.
5, 61, 1991) hergestellten und mit Ölsäure stabilisierten Magnetkolloids
mit einer mittleren Teilchengröße von 74
nm (Lichtstreuung Malvern Mastersizer), suspendiert. Zu dieser Lösung wird
eine Mischung, bestehend aus 12 ml über Stickstoff destilliertem
2-Hydroxyäthyl-methacrylat,
3.8 ml Glycidylmethacrylat, 0,95 ml Äthylendimethacrylat und 0,25
g 2,2'-Azobis(iso-butyronitril)
(Sigma), zugegeben. Die Mischung wird 20 Min mit Stickstoff durchspült und sodann
18 Stunden bei 70°C
unter Stickstoffzuvor in einem Standard-Rührgefäß polymerisiert (Rührgeschwindigkeit:
1200 U/Min). Das anfallende Produkt wird mehrfach mit Aceton und Äthanol gewaschen unter
Zuhilfenahme eines entsprechenden Zentrifugationsschrittes. Es fallen
sphärische
Magnetpartikel mit einer durchschnittlichen Größe von 970 nm (Malvern Mastersizer)
an. Anschließend
werden die Partikel in einem Gemisch aus Äthanol und Dimethylsulfoxid
(DMSO) (4:2) suspendiert und 12 Stunden mit 20 ml Diethylamin bei
Raumtemperatur zur Umsetzung gebracht. Das tertiäre Aminogruppen enthaltende
Produkt wird mehrfach mit Athanol gewaschen und schließlich in
absolutem Äthanol
aufbewahrt. Sodann wird das Produkt unter Sterilbedingungen getrocknet.
Zur Bindung der Magnetkomposite an mesenchymale multipotente adulte
Progenitorzellen (MAPC) werden 10 × 106 in
zwei ml Delbeccos's
modifiziertem Eagle Medium suspendierte Zellen mit 1,6 mg der Magnetkomposit-Suspension
für drei
Stunden bei 37°C
inkubiert. Ungebundene Zellen werden per magnetischer Separation
mittels eines Neodym-Bor-Eisen-Magneten abgetrennt. Dabei werden 87%
der Stammzellen an die Oberfläche
der Magnetpartikel gebunden.
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Die
so gewonnenen Magnetkomposit-Zell-Komplexe können in vivo per Injektion
oder Infusion appliziert werden.
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Beispiel 2
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Der
Monomer- und Magnetkolloidansatz aus Beispiel 1 wird in einer organischen
Phase, die aus 84 ml p-Xylol, in dem 0,5% eines Polyäthylenoxid-Polypropylenoxid-Blockcopolymers
(PE 6200, BASF) und 0,8% Prisorine 3700 gelöst sind, unter Rühren (1200
U/Min) und ständiger
Stickstoffeinleitung (5 ml/min) suspendiert und sodann 18 Stunden
bei 70°C
polymerisiert. Nach Waschen mit Aceton und Äthanol gemäß Beispiel 1 fallen Partikel
mit einer mittleren Teilchengröße von 670
nm an.
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0,3
g des über
P2O5 im Vakuum getrockneten Produktes
werden sodann mit 2 ml über
Molekularsieb getrocknetem, absolutem Dimethylsulfoxid, in dem 0,6
mMol 4-Dimethylaminopyridin
und 0,3 mMol 2-Fluor-1-methyl-pyridinium-toluol-4-sulfonat, gelöst sind,
versetzt und 45 min bei Raumtemperatur aktiviert. Das Produkt wird
mehrfach abwechselnd mit absolutem DMSO und absolutem Aceton gewaschen sowie
zweimal mit 0,05 M Bicarbonat-Puffer, pH 9.0. 15 μg anti-CXCR4-IgG
(Clon 12G5, R&D
Systems, Minneapolis, MN, USA), gelöst in 2 ml des Waschpuffers,
werden mit dem Magnetkomposit über
einen Zeitraum von 6 Stunden bei 4°C inkubiert. Zur Desaktivierung
wird der Träger
für 3 Stunden
bei 4°C
in 5 ml 0,1 M Tris-HCl-Puffer, pH 8.4, in dem 1% Glycin gelöst ist,
und, nach Waschen mit 2 × destilliertem Wasser,
anschließend
6 h in 4 ml 0,1 M Tris-HCl-Puffer/5% Glycerin/0,1% Serum Albumin,
pH 7.5, inkubiert. Nach mehrfachem Waschen der Magnetpartikel mit
steriler, physiologischer Kochsalzlösung werden die Magnetpartikel
analog Beispiel 1 mit zwei ml der mesenchymalen Progenitorzell-Suspension
gemäß Beispiele
1 für 4
Stunden bei 37°C
inkubiert. Dabei werden 56% der Progenitorzellen an den Träger gebunden.
Nach entsprechender Applikation ist dieser Komplex befähigt, sich
an pathogenes Gewebe, das verstärkt
SDF-1α freisetzt,
anzulagern. Durch Anlegen eines statischen Magneten mit einem Magnetfeld
von > 0,8 Tesla an
das pathogene Gewebe kann der Magnetkomposit-Zell-Komplex dort fixiert werden.
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Beispiel 3
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7,5
ml 10 Gew-% N-Isopropylacrylamid, 2 Gew-% Acrylamid, 0,5 Gew-% N,N'-Methylenbisacrylamid und 2,4 Gew-% Acrylsäure enthaltende wäßrige Lösung werden
für 20
Min. mit Argon durchspült.
Anschließend
werden 2,5 ml Magnetkolloide EMG 507, (Fa. FerroTec, USA) und 0,5
ml 5 N NaOH Lösung
zugesetzt. Die Mischung wird 5 Min. unter Eiskühlung in einem Ultraschallbad
(60 W) beschallt. Es folgt die Zugabe von 2 ml PBS-Puffer, pH 7.2,
in dem 0,1% humanes Serum Albumin (HSA), 0,5% Inosit, 0,1% Polyvinylalkohol
(Mw: 24 kDa) und 80 μg VEGF
(RecHuVEGF ProSpec-Tang TechnoGene Ltd. USA) gelöst sind. Nach Zugabe von 1,2
ml 35%iger Ammoniumperoxodisulfat-Lösung zu der wäßrigen Phase
wird diese in 300 ml Xylol, in denen 0,8% Prosorine 3700 und 0,1%
Igepal 520 gelöst sind,
unter Rühren
(1200 U/Min.) und Eiskühlung
sowie einem kontinuierlichen Argonstrom dispergiert. Nach 20 Sek.
werden 0,4 ml N,N,N',N'-Tetramethyl-ethylendiamin
zugefügt
und die Mischung 8 Min. bei 10°C
weitergerührt.
Danach läßt man die
Mischung für
weitere 20 Min. bei 15°C
abreagieren. Es erfolgt die Abtrennung der magnetischen Phase durch
Aufgeben der Magnetfraktion auf eine mit Stahlwolle dichtgepackte
Glassäule
(Füllvolumen: ca.
5 ml; Innendurchmesser: 1,2 cm), die von einem ringförmigen Neodym-Bor-Eisen-Magneten
umgeben ist. Die retendierte Fraktion wird anschließend mit
insgesamt 50 ml PBS-Puffer, pH 7.2, gewaschen (Fließgeschwindigkeit:
1 ml/Min). Die Magnetpartikel werden zweimal mit 10 ml 0,005 M HCl
gewaschen und nach Entfernung des Magneten durch Aufgabe von 5 ml
0,1 M Morpholino-ethansulfonsäure-Puffer (MES),
pH 4,8, (Fließgeschwindigkeit:
0,5 ml/Min) von der Trennsäule
eluiert. Es fallen Magnetkomposite mit einer mittleren Teilchengrößen von
560 nm an. Dem Eluat werden 285 mg N-Cyclohexyl-N'-(2-morpholinoäthyl)-carbodiimid-methyl-p-toluolsulfonat
zugegeben; Reaktionszeit: 30 Min. bei Raumtemperatur. Nach der Aktivierung
wird der Träger
auf die Magnet-Trennsäule
aufgegeben und mit insgesamt 10 ml Eiswasser gewaschen. Die gewaschene
Magnetfraktion wird nach Wegnahme des Magneten mit 4 ml MES-Puffer,
pH 5.5, eluiert und mit 2 ml bidest Wasser, in dem 25 μg anti-CD34-IgG gelöst sind, über einen
Zeitraum von 12 h bei 4°C
inkubiert. Es wird danach mit 20 ml PBS-Puffer/0,5% Tween 20, pH 7.2, gewaschen
und die Magnetfraktion mit 5 ml 0,05 Tris/HCl-Puffer/1% Ethanolamin, pH 8.5, eluiert.
Das Eluat wird für
5 Stunden in dieser Elutionslösung
belassen. Nach Waschen des Trägers
mit 40 ml PBS-Puffer, pH 7.2, unter Zuhilfenahme der Magnettrennsäule wird
mit 4 ml steriler physiologischer Kochsalzlösung eluiert und das Eluat
mit 4 ml der Zell-Suspension gemäß Beispiel
1 über
einen Zeitraum von 2 Stunden bei 37°C inkubiert. Es werden 72% der
Stammzellen an die Magnetkomposite gebunden. Nach Applikation des
Komplexes werden durch Anlegen eines hochfrequenten Magnetfeldes
(30 kA/m; 0,3 MHz, Spulendurchmesser: 35 cm, 4 Windungen) innerhalb
von 4 Min. 45% des eingekapselten VEGF freigesetzt, das zur Stimulation
der Angiogenese genutzt wird.
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Beispiel 4
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1,2
ml Magnetkolloid, das nach der Vorschrift von Shinkai et
al. (Biocatalysis, Vol. 5, 61, 1991) hergestellt wurde,
werden mit 5 ml einer wäßrigen 10 Gew-%igen
Hydroxypropylcellulose Lösung
versetzt und 2 Min in einem Ultraschallbad (60 W) unter Eiskühlung beschallt.
Nach Zugabe von 50 μg
G-CSF wird die Suspension durch Zugabe von 2,5%iger NaOH Lösung auf
pH 10,5 eingestellt. Sodann werden 120 μl Divinylsulfon zugegeben. Es
folgt die Suspension unter Stickstoffzufuhr in 150 ml Olivenöl (Viskosität 95 cp),
in dem 0,6 Gew-% Tween 80, 0,1 Gew-% Prisorine 3800 und 1,2 Gew-%
Span 85 gelöst
sind, mit Hilfe eines Dispergierwerkzeuges (Ultra-Turrax, IKA Werke,
12.000 U/Min.). Der Dispergiervorgang wird für 10 Min. unter Stickstoffeinleitung (5
ml/min) fortgesetzt. Danach läßt man die
Reaktionsmischung noch weitere 30 Min. unter leichtem Rühren bei
4°C abreagieren.
Das Produkt wird anschließend
mit Hilfe der Magnet-Trennsäule
abgetrennt und dreimal mit je 30 ml PBS-Puffer, pH 7.2, nachgewaschen.
Nach der Elution mit PBS-Puffer, pH 7.2, fallen Magnetpartikel mit
einer mittleren Teilchengröße von 0,74
um an. Das Produkt wird über
einen Zeitraum von 5 Tagen lyophilisiert. Sodann werden 3 ml über Molekularsieb
getrocknetes Dimethylsulfoxid, in dem 0,6 mMol 4-Dimethylaminopyridin und
0,3 mMol 2-Fluor-1-methyl-pyridinium-toluol-4-sulfonat, gelöst sind, zugegeben. Reaktionszeit: 45
Min bei Raumtemperatur. Das Produkt wird mehrfach abwechselnd mit
absolutem Äthanol
und Tetrahydrofuran und schließlich
zweimal mit 0,05 M K-Phosphat-Puffer, pH 8.0, unter Zuhilfenahme
der Magnet-Trennsäule
gewaschen. Es wird anschließend
mit 3 ml 0,05 M Na-Phosphat-Puffer, pH 7.2, eluiert. Dem Eluat werden
0,5 ml desselben Puffers, in dem 35 μg anti-CXCR4-IgG gelöst sind,
zugesetzt. Reaktionszeit: 12 h bei 4°C unter leichtem Schütteln. Zur
Desaktivierung wird der Träger
für 3 Stunden
bei 4°C
in 5 ml 0,1 M Tris-HCl-Puffer,
pH 8.5, in dem 1% Glycin gelöst
ist, inkubiert. Nach Waschen mit bidest Wasser wird die Magnetfraktion
anschließend
12 h in 4 ml 0,1 M Tris-HCl-Puffer/5% Glycerin/0,1% Serum Albumin,
pH 7,5, aufbewahrt. Nach mehrfachem Waschen der Magnetpartikel mit
steriler, physiologischer Kochsalzlösung werden die Magnetpartikel
gemäß Beispiel
1 mit zwei ml einer Zell-Suspension für 2 Stunden bei 37°C inkubiert.
Es resultieren Magnetkomposit-Zell-Komplexe, die sich mittels eines Neodym-Bor-Eisen-
Handmagneten (0,5 Tesla) gezielt verschieben lassen.
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Durch
induktive Aufheizung in einem Magnetfeld (30 kA/m; 0,3 MHz, Spulendurchmesser:
35 cm, 4 Windungen) werden über
einen Zeitraum von 10 Minuten bei Raumtemperatur 63% des G-CSF freigesetzt.
Das Produkt läßt sich
zur Behandlung von Infarkten einsetzen.
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Beispiel 5
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2
ml einer 5 gew-%igen wäßrigen Gelatinelösung werden
mit 50 mg Ni0,24Zn0,76Fe2O4 (Teilchengröße 30–80 nm,
Tc = 75°C),
das durch 24-stündiges Sintern
bei 800°C
einer entsprechenden molaren Mischung aus NiCl2,
ZnSO4 und FeOOH und anschließende
Pulverisierung in einer Kugelmühle
hergestellt wurde, versetzt und 20 Min. bei 40°C im Ultraschallbad behandelt.
Der Lösung
werden sodann 40 μg VEGF
zugesetzt. Die Mischung wird in 35 ml 0,5 Gew-% Brij 72 und 0,3
Gew-% PE 6200 enthaltendes und auf 45°C vorgeheiztes Rapsöl (Viskosität 140 cp) eingetragen
und mit Hilfe eines Dispergierwerkzeuges (24.000 U/Min) unter Stickstoffzufuhr
suspendiert. Nach 30 Sekunden wird die Mischung unter Eiskühlung abgekühlt. Die
gebildeten Magnetpartikel werden per Zentrifugation von der Ölphase abgetrennt
und mehrfach mit kaltem Wasser nachgewaschen. Es fallen Magnetteilchen
mit einer mittleren Größe von 645
nm an. Danach werden die Magnetpartikel mehrfach mit Petroläther und
schließlich
fünfmal
mit 0,05 M Kaliumphosphat-Puffer, pH 7.5, gewaschen und in 4 ml
dieses Puffers suspendiert. Es werden 2 ml 1,5%ige Glutardialdehyd-Lösung zugesetzt und
die Magnetpartikel über
einen Zeitraum von 2 h bei Raumtemperatur aktiviert. Es folgt intensives
Waschen mit Wasser und PBS-Puffer, pH 7.2, unter Zuhilfenahme der
magnetischen Trennsäulentechnik gemäß Beispiel
3. Die Kopplung des anti-VEGF1(Chemicon International USA)-Antikörpers erfolgt
durch Inkubation mit 2 ml 0,05 M Na-Phosphat-Puffer-Lösung, pH 7.2,
die 45 μg
anti-VEGF1 gelöst
enthält.
Das gewonnene Produkt wird mehrmals mit sterilem PBS-Puffer, pH
7.2, gewaschen. Die Anbindung der mesenchymalen multipotenten adulten
Progenitorzellen an die Magnetkomposite erfolgt analog Beispiel
1. Bei der anschließenden
induktiven Aufheizung in einem Magnetfeld (30 kA/m; 0,3 MHz, Spulendurchmesser:
35 cm, 4 Windungen) werden nach zehnminütiger Exposition > 80% des VEGF freigesetzt.
Durch den Einsatz dieser Komposite kann ein Herzgewebe-homing sowie
eine Regeneration der Herzfunktion herbeigeführt werden.
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Beispiel 6
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0,8
g Polyvinylalkohol, Molmasse 84 kDa, werden in 10 ml Ethylenglykol
bei 140°C
gelöst. Nachdem
die Lösung
auf 65°C
heruntergekühlt
ist, werden der Lösung
3 ml Ferrofluide 507 (Fa.. FerroTec, USA) zugesetzt. Es folgt eine
zweiminütige
Behandlung im Ultraschallbad bei 80°C. Danach läßt man die Dispersion auf 70°C herunter
kühlen.
Die Lösung
wird sodann in 120 ml auf 70°C
vorgeheiztem Rapsöl
(Viskosität
140 cp), in dem 1,2 Gew-% Pluronic 6200 und 0,5 Gew-% Prisorine
3700 gelöst
sind, unter Rühren
(2000 U/min) für
zwei Minuten suspendiert. Danach wird das Rührgefäß mit Eis auf Raumtemperatur
heruntergekühlt.
Nach ca. 4 Minuten fallen perlförmige
Teilchen aus. Es wird 15 Minuten unter Eiskühlung weitergerührt. Danach
werden 80 ml Petrolether zugefügt
und die magnetische Teilchenfraktion per Zentrifugation abgetrennt.
Es wird mehrfach mit Petrolether, Methanol und Eiswasser nachgewaschen.
Nach Trocknung im Vakuum bis zur Gewichtskonstanz fallen Magnetpartikel
mit einer mittleren Teilchengröße von 634
nm an. Die gewonnenen Magnetpartikel werden sodann mit 2,5 ml Epichlorhydrin
und 5 ml 3 M NaOH Lösung
zwei Stunden bei 60°C
umgesetzt. Danach erfolgt intensives Wachen mit Athanol und bidest
Wasser unter jeweiliger Zwischenschhaltung eines Zentrifugationsschrittes.
Das Produkt wird mit einer Lösung,
bestehend aus 5 ml Wasser, 2 ml Äthanol
und 3 ml Diäthylamin,
versetzt und über
einen Zeitraum von 12 h bei 30°C
zur Reaktion gebracht. Es wird intensiv mit bidest Wasser nachgewaschen.
Nach mehrfachem Waschen der Magnetpartikel mit steriler, physiologischer
Kochsalzlösung
werden die Magnetkomposite analog Beispiel 1 mit einer Progenitorzell-Suspension
für 30
Min. bei 37°C
inkubiert; es bildet sich ein Magnetkomposit-Zell-Addukt, der sich
mittels eines Handmagneten analog Beispiele 1 (0,5 Tesla) dreidimensional
verschieben läßt.
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Beispiel 7
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30
mg Chitosan werden in 10 ml 0,8%iger Essigsäure unter Rühren aufgelöst. Zu dieser Lösung werden
4 ml in Wasser suspendiertes Magnetkolloid gemäß Beispiel 1 zugegeben. Um
eine homogene Dispersion zu bekommen, wird die Mischung 10 Sekunden
mit einem Hochleistungsultraschallfinger (Bandelin Sonoplus UW 2200,
40% Leistung) unter Eiskühlung
beschallt. Dieser Suspension werden unter starker Rühren (1500
U/Min) 4 ml 0,2%ige Na-Tripolyphosphat-Lösung zugetropft.
Nach zweiminütigem
Rühren
werden die Magnetteilchen auf der Magnet-Trennsäule (s. Beispiel 3) aufgegeben.
Man läßt die Mischung
langsam (0,5 ml/Min.) durchtropfen. Nach dem Durchlauf wird fünfmal mit
ca. 20 ml 30%igem Ethanol nachgewaschen. Dem schließt sich
fünfmaliges
Waschen mit PBS-Puffer, pH 7.2, an, gefolgt von mehrfachem Waschen
mit bidest. Wasser. Die magnetische Polymerfraktion auf der Säule wird
sodann nach Wegnahme des Magneten mit 10 ml bidest. Wasser eluiert.
Es fallen Magnetpartikel mit einer mittleren Teilchengröße von 370
nm an. Durch 2-stündiger
Inkubation der so gewonnenen Teilchen mit einer Zellsuspension gemäß Beispiel
1 werden 56% der Nanokomposite in die Zelle eingekapselt.
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Beispiel 8
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In
34 ml bidest Wasser werden 8 g FeCl3/6W und
4 g FeCl2/4W gelöst und kurzeitig im Ultraschallbad
behandelt. Die Lösung
wird durch einen 0,4 μm Sterilfilter
filtriert. Der Lösung
werden sodann 17 ml 14 M NH3 tropfenweise
zugegeben. Es wird 2 Min nachgerührt.
Sodann wird die magnetische Fraktion mit Hilfe eines Handmagneten
gesammelt. Die Magnetfraktion wird mit 50 ml bidest Wasser versetzt
und nochmal per Handmagnet abgesetzt. Dieser Vorgang wird insgesamt
6mal wiederholt. 2 ml des Präzipitats werden
mit 38 mg Laurinsäure
versetzt und 2 Min bei 90°C
gerührt.
9 ml einer Vesikel Dispersion, die durch Ultraschallbehandlung mittels
des Ultraschallfingers (s. Beispiel 7) einer Phospholipid-VEGF-Mischung bestehend
aus Dimyristoylphosphatidylglycerin Na-Salz/Phosphatidylethanolamin-Polyethylengycolbiotin/VEGF
(Phospholipid-Konzentration: 8,4 μM/ml; molares
Verhältnis
9/1/0,5) gewonnen wurde, werden zusammen mit dem stabilisierten
Magnetkolloid für
72 h bei 37°C
dialysiert (Spectra/Por Dialyse Röhrchen, Spectrum medical Industries,
Los Angeles, CA, Molmassen-Ausschlußgrenze 12,000–14,000).
Der Dialyse-Puffer (5 mM N-tris[hydroxymethyl]methyl-2-aminoethanesulfonsäure, pH 7.0,
TES) wird alle 5 Stunden ausgewechselt. Überschüssige Vesikel werden mittels
der Stahlwolle-gefüllten
Säule (s.
Beispiel 3) abgetrennt. Nach der Separation wird die Magnetfraktion
mehrfach mit 4 ml TES-Puffer nachgewaschen. Danach werden die Magnetliposome
nach Entfernen des Magneten durch dreimalige Elution mit je 2 ml steriler,
physiologischer Kochsalzlösung
gewonnen. Es werden Magnetvesikel mit einer mittleren Teilchengröße von 255
nm erhalten. Durch Beschallen der Vesikel mit einem 1 MHz Ultraschall-Puls über einen
Zeitraum von 30 Sekunden wird die vesikuläre Struktur der Liposome aufgebrochen
und > 90% des VEGFs
freigesetzt.
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Beispiel 9
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1,54
g n-Decyltrimethylammoniumbromid und 2,28 ml 1 M NaOH werden in
400 ml einer Wasser-Methanol Lösung
(75–25)
gelöst.
Danach werden 1,32 g Tetramethoxysilan unter starker Rühren (1000 U/min)
und 1 ml Ferrofluide 507 (Fa. FerroTec) zugesetzt. Nach 15stündigem Rühren wird
die Magnetfraktion mittels der Magnet-Trennsäule gemäß Beispiele 3 abgetrennt und
mehrfach mit Äthanol
und Wasser gewaschen. Es fallen Magnetpartikel mit einer mittleren
Teilchengröße von 540
nm an.
-
Die
Magnetpartikel werden im Vakuum bis zur Gewichtskonstanz getrocknet
und anschließend mit
5,5 ml absolutem über
Na-Metall absolutiertem Toluol unter Zugabe von 2,0 ml 3-Glycidyloxypropyl-trimethoxysilan
für 3 h
bei 105°C
unter Stickstoffatmosphäre
zur Reaktion gebracht. Es folgt mehrfaches Waschen mit Athanol und
Aceton. 3 ml der Oxiranring-haltigen Produkte werden sodann mit
einer Lösung
bestehend aus 2 ml 2-Diethylamino-ethylamin und 3 ml Athanol über einen
Zeitraum von 12 h bei Raumtemperatur zu einem tertiären Amin
umgesetzt. Es folgt intensives Waschen mit Athanol und bidest Wasser
unter Zuhilfenahme der Magnet-Trennsäulentechnik. Das Produkt wird
mit 3 ml steriler, physiologischer Kochsalzlösung eluiert. Durch 2stündige Inkubation
mit einer Zell-Suspension gemäß Beispiel 1
werden die Magnetpartikel an die Membran der Stammzellen gebunden.
Die so gewonnenen Produkte lassen sich mit Hilfe eines Elektromagneten
(> 1 Tesla) am Ort
der Applikation fixieren.
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Beispiel 10
-
Magnetträger werden
analog Beispiel 9 hergestellt. Nach dem Trocknen der Basis-Partikel
werden 5 ml Wasser, das zuvor mit verdünnter HNO3 auf pH
3.5 eingestellt wurde, und 2,0 ml 3-Glycidyloxypropyl-trimethoxysilan zugesetzt
und die Mischung unter ständigem
Rühren
2 h bei 105°C
zur Reaktion gebracht. Danach wird mehrfach mit Äthanol, Aceton und Wasser gewaschen.
Das entstandene Diolgruppen-enthaltende Produkt wird anschließend durch Zugabe
von 2 ml konzentrierter Essigsäure,
in der 300 mg NaJO4 gelöst sind, 1 h bei Raumtemperatur in
der Dunkelheit unter leichtem Rühren
zu einem Aldehydgruppen-tragenden Produkt umgesetzt.
-
Nach
mehrfachem Waschen mit Wasser werden die gewonnenen Magnetpartikel
mit 3 ml 0,05 M Na-Phosphat-Puffer, pH 7.2, in dem 35 μg anti-CD34-IgG
gelöst
sind, versetzt und der Reaktionsansatz über einen Zeitraum von 6 h
bei 15°C
leicht gerührt.
Nach mehrfachem Waschen mit PBS-Puffer und steriler physiologischer
Kochsalzlösung
erhalt man Magnetkomposite, die sich vollständig and eine Zellsuspension
gemäß Beispiel
1 anlagern können.
-
Beispiel 11
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10
ml einer 1,5%igen Stärkelösung werden bei
80° mit
4 ml Magnetkolloid gemäß Beispiel
8 versetzt und 3 Min mit Ultraschall bei 50°C behandelt. Danach wird die
Mischung auf Raumtemperatur abgekühlt. Die Teilchen werden mit
Hilfe des Magnetsäulen-Trennverfahrens
(s. Beispiel 3) mehrfach mit bidest Wasser gewaschen. Es entstehen
Magnetpartikel mit einer mittleren Teilchengröße von 85 nm. Das im Vakuum
getrocknete Produkt wird anschließend mit 3 ml Epichlorhydrin
und 5 ml 4 M NaOH für 2
h bei 55°C
unter starkem Rühren
umgesetzt. Dem schließt
sich intensives, abwechselndes Waschen mit Wasser und Athanol an.
Das Produkt wird anschließend
mit 5 ml 10%iger Aminocapronsäure
Lösung,
die mittels verdünnter
NaOH auf einen pH von 10,5 eingestellt wurde, 16 h bei Raumtemperatur
zur Reaktion gebracht. Nach mehrfachem Waschen mit Wasser werden
2,5 ml 0,1 M MES-Puffer, pH 4.5, in dem 0,2 mM N-Cyclohexyl-N'-(2-morpholinoethyl)-carbodiimid-methyl-p-toluolsulfonat
und 0,4 mM N-Hydroxysuccinimid
gelöst
sind, zugegeben. Die Mischung wird für 30 Min. bei Raumtemperatur
leicht geschüttelt.
Durch nachfolgende Aufgabe des Reaktionsproduktes auf die mit Stahlwolle
gefüllte
Trennsäule
(s. Beispiel 3) werden überschüssige Reaktanden
entfernt. Die retendierte Magnetpartikelfraktion wird dreimal mit
je 5 ml Eiswasser nachgewaschen. Nach Entfernen des Magneten erfolgt
die Elution mit 3 ml 0,05 M MES-Puffer, pH 5.5. Das Eluat wird mit 1,5
ml desselben MES-Puffers, in dem 35 μg Anti-CD34-Fab-Fragment und
58 μg Folsäure gelöst sind,
versetzt und über
einen Zeitraum von 6 Stunden bei 4°C mit der Antikörper-Fraktion
gekoppelt. Das Konjugat wird über
die Stahlwolle-gefüllte
Säule abgetrennt
und zehnmal mit je 10 ml eiskaltem 0,05 M Na-Phosphat-Puffer/1%
Inosit/0,1% Human Serum Albumin (HSA), pH 7.2, nachgewaschen. Dem schließt sich
fünfmaliges
Waschen mit 0,05 M Glycin-Puffer, pH 10.5, an, gefolgt von zweimaligem
Waschen mit bidest Wasser. Nach Wegnahme des Handmagneten wird die
Magnetfraktion mit 5 ml 0,1 M Tris/HCl-Puffer, pH 8.5, eluiert.
Das Eluat wird mit 4 ml 1 M Glycin/Liter enthaltendem Tris-Puffer,
pH 8.5, 2 Stunden bei Raumtemperatur inkubiert, um restliche aktive
Gruppen zu entfernen. Die Magnetfraktion wird sodann über die
magnetische Säule
abgetrennt und fünfmal
mit 0,05 M Phosphat-Puffer/0,05% HSA, pH 7.2, nachgewaschen. Nach
erfolgter Elution des Magnetpartikelfraktion mit 4 ml steriler,
physiologischer Kochsalzlösung
werden die Magnetpartikel mit zwei ml der Zellsuspension gemäß Beispiele
1 über
einen Zeitraum von zwei Stunden bei 37°C inkubiert. Dabei werden 66%
der Magnetpartikel an die Progenitor-Zellen gebunden, die sich mittels
eines Neodym-Bor-Eisen-Magneten
lokal verschieben lassen und in der Lage sind, sich an Tumorzellen
spezifisch anzulagern.
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Beispiel 12
-
5
ml des Magnetkolloides das nach der Vorschrift von Shinkai
et al. (Biocatalysis, Vol. 5, 61, 1991) hergestellt wurde,
wird mehrfach mit Wasser unter Verwendung der Stahlwolle gefüllten Trennsäule (s.
Beispiel 3) gewaschen. Anschließend
wird die mit 5 ml bidest Wasser eluierte Magnetfraktion 30 Min mit
10 ml 0,1 M HCl bei Raumtemperatur inkubiert. Danach erfolgt wiederum
mehrfaches Waschen mit bidest Wasser bis zur Neutralität der Waschlösung. Nach
Elution der Magnetfraktion mit 4 ml bidest Wasser wird das Eluat
mit 2 ml einer 5%igen wäßrigen Polyethylenimin-Lösung (Fa.
Aldrich, Mw 10.000) versetzt und 15 Min unter Eiskühlung in
einem Ultraschallbad beschallt. Die Magnetfraktion wird anschließend auf
die magnetische Trennsäule
gegeben und mehrfach mit bidest Wasser nachgewaschen. Nach Elution
mit 4 ml physiologischer Kochsalzlösung erhält man eine Magnetfraktion,
die Teilchen mit einer Größe von 175
nm enthalten. Eine einstündige Inkubation
der Magnetteilchen mit einer Zell-Suspension analog Beispiel 1 bei 37°C ergibt
eine 45%ige Einlagerung der Magnetkomposite in das Zellinnere.