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Die Erfindung betrifft ein textiles Implantat mit Oberflächenmodifikation und ein entsprechendes Verfahren zur Oberflächenmodifikation.
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In der Medizin, insbesondere in der Chirurgie, stellt sich häufig die Aufgabe, textile Implantate in menschliche oder tierische Körper einzusetzen. Entscheidend für eine erfolgreiche Integration eines Implantats in einem Gewebe ist dabei nicht nur seine mechanische Kompatibilität. Vielmehr ergibt sich der größte Teil von postoperativen Komplikationen in Zusammenhang mit Implantaten im Entstehen von Entzündungen. Erfahrungsgemäß sind diese Entzündungen nur schwer zu bekämpfen, so dass ein Austausch eines eingesetzten Implantats verbunden mit einer erneuten Operation, oft nicht zu vermeiden ist.
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Um solchen Entzündungen vorzubeugen, wird in der
EP 0 809 997 A2 vorgeschlagen, ein Implantat einer Oberflächenmodifikation zu unterziehen, bei der eine Matrix auf einem Polymer angeordnet wird und bei der Biomoleküle, insbesondere Proteine und Kollagene, durch kovalente Bindung im äußeren Bereich der Matrix immobilisiert werden. Dem liegt der Gedanke zugrunde, dass ein hohes Aufkommen an Biomolekülen an der Oberfläche eine schnelle Anlagerung von Gewebezellen ermöglichen soll und hierdurch Entzündungen verhindert werden sollen.
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Auch aus der
DE 196 04 173 C2 ist ein Verfahren bekannt, bei dem extrakorporal oder intrakorporal zu verwendende medizinische Gegenstände zunächst mit einer Polymerschicht und anschließend mit einer weiteren Schicht immobilisierter Biomoleküle versehen werden.
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Die Wahrscheinlichkeit einer komplikationslosen Integration eines einzusetzenden Implantats kann jedoch enorm gesteigert werden, wenn ein Implantat vorbeugend zur Bekämpfung von eventuell entstehenden Infektionen effektiv mit medizinischen Wirkstoffen versehen ist. Leider verhindert eine zu schnelle Anlagerung von Gewebezellen ebenso wie eine Anhäufung von Proteinen an der Matrixoberfläche, dass eventuell vorgesehene Wirkstoffe aus der Matrix heraus an die entzündete Stelle gelangen können.
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WO 02/13871 A2 zeigt eine in vivo positionierte medizinische Vorrichtung, von deren Oberfläche ein Arzneimittel freigegeben werden kann. Das Arzneimittel ist in einer Beschichtungszusammensetzung inkorporiert, die auf der Oberfläche der medizinischen Vorrichtung aufgebracht ist und eine Gelmatrix mit einem hydrophilen Monomer aufweist. Die Gelmatrix wird auf der Oberfläche der medizinischen Vorrichtung mit einem Verfahren ausgebildet, das eine Komplexierungsreaktion zwischen Carbonsäuregruppen und Ethergruppen einschließt. Die Komplexierungsreaktion dient dazu, sowohl die Haltbarkeit und Zähigkeit der Beschichtung zu verbessern als auch die Abgabe der in die Matrix eingearbeiteten Arzneimittel zu verlängern.
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DE 101 06 546 A1 zeigt ein medizinisches Implantat und ein Verfahren zu dessen Herstellung. Das Implantat weist eine porige Grundstruktur und ein Hydrogel-Element auf. Eine wässrige Lösung oder eine wässrige flüssige Mischung wird zumindest in Teilbereichen auf die Grundstruktur aufgebracht, wobei durch Bestrahlung mit Gammastrahlen eine Vernetzung zu einem hydrophilen Hydrogel durchgeführt wird. Durch die Bestrahlung mit Gammastrahlen ist es möglich, einen Hydrogel-Formkörper oder -Beschichtung mit biokompatiblen und langzeitstabilen Eigenschaften zu erzeugen. Die Bestrahlung mit Gammastrahlen erfordert weder eine Schutzgasatmosphäre noch den Einsatz von Hilfsstoffen zur Oberflächenvorbehandlung.
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EP 0 920 843 A1 zeigt ein Arzneifreigabesystem, das z. B. bei einem Implantat in Form eines Katheters eingesetzt wird. Auf einer Oberfläche des Katheters ist ein quellbares Hydrogel-Polymer angeordnet, in dem ein Arzneimittelwirkstoff inkorporiert ist. Durch Aufbringen eines Drucks auf das Hydrogel-Polymer kann der Arzneimittelwirkstoff in gezielten Dosen freigesetzt werden.
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EP 0 809 997 A2 zeigt eine medizinische Vorrichtung, an deren Oberfläche eine Oberflächen-Pfropfmatrix gebildet wird, wobei Biomoleküle mit dem äußeren Abschnitt der Oberflächen-Pfropfmatrix kovalent gekoppelt werden. Die Oberflächen-Pfropfmatrix kann mit einem pharmazeutischen Mittel geladen werden, nachdem die Biomoleküle an ihrer Verwendungsstelle im äußeren Abschnitt der Oberflächen-Pfropfmatrix sind. Die Biomoleküle können aus auftretenden oder synthetisch hergestellten Proteinen bestehen.
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Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, ein textiles Implantat zu entwickeln, welches eine bisher unbekannte, sehr hohe Biokompabilität hat.
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Diese Aufgabe lösen ein
- - textiles Implantat mit Oberflächenmodifikation, bei dem auf einem PVDF-Substrat eine proteinfreie Arzneimittelfreigabematrix (nachfolgend stets als „Drug-Release-Matrix“ bezeichnet) angeordnet ist, und ein
- - Verfahren zur Oberflächenmodifikation eines textilen Implantats, bei welchem auf einem PVDF-Substrat eine proteinfreie Drug-Release-Matrix erzeugt wird.
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Zunächst ist Polyvinylidenfluorid (PVDF) eine Stoffklasse mit sehr vorteilhaften biologischen Eigenschaften für einen Einsatz als Implantat. Insbesondere als Alternative zu den ebenfalls in der Chirurgie zugelassenen Werkstoffen Polyester und Polypropylen ist PVDF zu bevorzugen. Im direkten Vergleich mit Polyester hat es eine deutlich bessere Hydrolysebeständigkeit. Und während Polypropylen mit fortschreitender Zeit an Flexibilität einbüßt und der Stoff verhärtet, tritt dieses Phänomen beim PVDF nicht auf. Von PVDF sind keine Alterungsprozesse bekannt.
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Zudem sind die textilen Eigenschaften von PVDF innerhalb eines Temperaturspektrums von -20 °C bis +150 °C stabil. Die Reibfestigkeit von PVDF liegt auf dem Niveau der Polyamide und übersteigt damit beträchtlich diejenige der Polyester. PVDF zeigt außerdem eine hohe Beständigkeit gegenüber vielen organischen Säuren und Mineralsäuren sowie gegenüber aliphatischen und aromatischen Kohlenwasserstoffen, Alkoholen und halogenierten Lösungsmitteln. Im Vergleich zu Polypropylen ist außerdem die entzündliche Fremdkörperreaktion des menschlichen Gewebes deutlich reduziert.
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Durch die Anordnung einer Drug-Release-Matrix können direkt Wirkstoffe in das Implantat integriert werden, die nach dem Einsetzen des Implantats kontinuierlich mit einem solchen Strom abgegeben werden, dass im an das Implantat grenzenden Gewebebereich biochemische Prozesse gezielt verhindert und/oder gefördert werden können. Entscheidend ist hierbei, dass das Implantat bzw. der enthaltene und abgegebene Wirkstoff seine Wirkung nicht nur innerhalb des Implantats bzw. an dessen Oberfläche entfalten kann, sondern vielmehr die Wirkung das umgebende Gewebe in einem gewissen Maß penetriert.
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Hierbei ist es von großer Bedeutung, dass - unter Abkehr von der gängigen Oberflächenmodifikation von Implantatwerkstoffen - die auf dem Substrat angeordnete Matrix eine freie Oberfläche hat, also insbesondere eine Oberfläche hat, die frei von gebundenen Eiweißen ist. In aufwendigen Testreihen hat sich herausgestellt, dass die Freisetzung von Wirkstoffen bei einer freien Implantatoberfläche deutlich effektiver vonstatten geht als bei vorbekannten oberflächenbehandelten Implantaten.
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Darüber hinaus hat sich gezeigt, dass auch für das Beladen der Matrix mit medizinischen Wirkstoffen eine freie Matrixoberfläche hervorragende Ergebnisse ermöglicht.
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Hierbei ist es von Vorteil, wenn die erfindungsgemäße Drug-Release-Matrix Spacermoleküle aufweist, die mit dem Substrat verbunden sind, wobei zumindest ein Teil der Spacermoleküle als Hydrogelschicht ausgebildet ist. Unter Spacermolekülen werden im Rahmen dieser Anmeldung matrixerzeugende beziehungsweise voluminöse Molekülformen verstanden, insbesondere Molekülketten. Die Spacermoleküle bilden dann die Matrix auf der Oberfläche des Substrats. Insofern bestimmen die Spacermoleküle das räumliche Ausmaß der Drug-Release-Matrix sowie ihre Dichte und Festigkeit. Dabei kann eine Ausgestaltung als Hydrogelschicht unter Aufnahme von Körperflüssigkeit eine sehr dichte Matrix erzeugen. Hierdurch wird Biomolekülen ein Zugang zur Substratoberfläche verwehrt. Eine adsorptive Bindung der Biomoleküle wird wirkungsvoll und mit einfachen Mitteln verhindert, wobei die Bulk-Eigenschaften des PVDF-Substrats unverändert bleiben.
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Hierbei ist es besonders bevorzugt, wenn die Spacermoleküle kovalent an das Substrat gebunden sind. Da eine kovalente Bindung eine sehr hohe Festigkeit aufweist, ermöglicht eine solche Bindung der Matrix an das Substrat auf einfache Weise eine hohe Zuverlässigkeit und Beständigkeit auch bei mechanischer Belastung.
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Dabei können die Spacermoleküle vorteilhaft Polyethylenglycole, Dialdehyde, Diisocyanate und/oder Dicarbonsäurechloride sein. Insbesondere können als Dialdehyd Glutardialdehyd, als Diisocyanat Hexamethyldiisocyanat und als Dicarbonsäurechlorid EDC oder DDC verwendet werden; für die Ausgestaltung einer Hydrogelschicht können beispielsweise methoxy-PEG-Aldehyde, PEG-Dialdehyde, Polyethylenimine, modifizierte Stärke, modifizierte Dextrane und/oder hydrogelkomplexe Polyethylenimine oder Polyethylenglycole (PEI/PEG) verwendet werden.
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Polyethylenglycole haben aufgrund ihrer Atoxizität und Löslichkeit in wässrigen und organischen Solventien eine große Anwendungsbreite gefunden. PEG zeichnen sich durch äußerst geringe Wechselwirkungen mit Proteinen aus und zeigen eine hohe Resistenz gegen bakteriellen Befall. So kann die Proteinabsorbtion an der Substratoberfläche unterdrückt werden. Dabei ist die Pfropfdichte des PEGs an der Grenzfläche von immenser Bedeutung. Eine sehr hohe PEG-Pfropfdichte kann durch Funktionalisierung der Oberfläche mit Polyethylenimin- Poly(ethylenoxid) (PEI-PEO)-Hydrogenkomplexen erreicht werden. Die äußere PEI-PEO- Beschichtung bietet zusätzliche Vorteile bei der Biokompatibilität des Implantats. So erlaubt die Hydrogelschicht eine langsame und langfristige Freisetzung eines Wirkstoffs aus der Matrix, wodurch das Implantat über einen längeren Zeitraum resistent gegenüber Infektionen bleibt.
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In einer bevorzugten Ausführungsform sind die Spacermoleküle vollständig als Hydrogelschicht ausgebildet. Ein solcher Aufbau der Drug-Release-Matrix ist sehr zuverlässig herzustellen, wobei es dann insbesondere von Vorteil ist, wenn die Hydrogelschicht kovalent an das Substrat gebunden ist.
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Unabhängig hiervon ist es von Vorteil, wenn die Hydrogelschicht Vinylmonomere, insbesondere Acrylsäure, oder Polyacrylsäure beinhaltet. Bei Vorliegen dieser Stoffe in der Hydrogelschicht ist diese hochhydrophil und trägt so zu einer Hinderung der Proteinadsorption an das Substrat bei.
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Hierbei hat es sich bei umfangreichen Versuchen gezeigt, dass sehr gute Ergebnisse erzielt werden, wenn die Acrylsäure oder Polyacrylsäure eine Konzentration von 10-8 bis 5*10-7, vorzugsweise von 2*10-8 bis 4*10-8 mol COOH/cm2, hat.
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Dabei ist es anzustreben, dass der pH-Wert der Drug-Release-Matrix höher ist als der pKa-Wert des PVDF-Substrats. Konkret ist hier von einem Schwellenwert von etwa 4 auszugehen. Dieses Verhältnis erleichtert das Einlagern von Wirkstoffen in die Matrix.
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Erfindungsgemäß kann die Hydrogelschicht auch Macromonomere, insbesondere Polyethylenglycolmetacrylate (PEGMA), Polyethylenglycole (PEGs), Polyethylenimine, modifizierte Stärke, modifizierte Dextrane und/oder hydrogelkomplexe Polyethylenimine/Polyethylenglycole (PEI/PEG) beinhalten. Auch hierdurch wird die Hydrogelschicht hochhydrophil. Vinylmonomere mit einem reaktiven Rest, wie beispielsweise Glycidylmethacrylat (GMA) werden eingesetzt, um die Epoxidfunktionen des Monomers zur Immobilisierung zu verwenden. Dabei kann als Makromonomer beispielsweise ein Methacrylat mit Poly(oxyethylen)kettenlängen von 4 bis 100 vorliegen.
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Dabei hat die Drug-Release-Matrix oder die aus der Hydrogelschicht und den Spacermolekülen bestehende Matrix vorteilhaft eine Dicke von 0,1 bis 1 µm, vorzugsweise von 0,5 bis 1 µm. Diese Werte haben sich in Versuchen als sehr geeignet herausgestellt.
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Unabhängig hiervon ist es von Vorteil, wenn unmittelbar die Hydrogelschicht mit Wirkstoffen beladen ist. Hierdurch wird eine gleichmäßige Abgabe der Wirkstoffe über einen großen Zeitraum gewährleistet.
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Dabei ist es besonders bevorzugt, wenn die Wirkstoffe adsorptiv in der Drug-Release-Matrix angelagert sind. Insbesondere auf PVDF-Substraten, die mit Poly(Acrylsäure)-Ketten (PAAc-PVDF) gepfropft sind, bietet es sich an, die Freisetzung von Wirkstoffen über eine adsorptiv bewirkte Einlagerung zu realisieren.
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Um einer Entstehung von Entzündungen besonders zuverlässig vorbeugen zu können, können die Wirkstoffe ein Antibiotikum, vorzugsweise das kationisch geladene Gentamycin, beinhalten. Generell weisen jedoch Wirkstoffe mit kationischen Gruppen eine hohe Eignung zur Verwendung im erfindungsgemäßen textilen Erzeugnis auf, da die kationische Wirkung eine adsorptive Einlagerung in die Drug-Release-Matrix erleichtert.
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Außerdem wird hierdurch eine Abgabe des Wirkstoffs in einer angestrebten Quantität erzielt. So hat sich bei medizinischen Versuchen herausgestellt, dass es ausreicht, wenn in der direkten Umgebung des Implantats ein Wirkspiegel von 0,5 µg/ml bis 1000 µg/ml Gentamycin erreicht wird. Aus wirtschaftlichen Gründen wird vorgeschlagen, dass ein Wirkspiegel von 0,5 µg/ml bis 100 µg/ml erreicht wird.
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Dabei kann das erfmdungsgemäße textile Implantat vorzugsweise als ein Gewirk, ein Gestrick, ein Gewebe, ein Geflecht, ein Gelege oder ein Faden vorliegen. Die biokompatible Wirkung ist weitgehend unabhängig von der konkreten konstruktiven Gestaltung des schließlich einzusetzenden Implantats. Vielmehr werden die beschriebenen Vorteile bereits durch die Oberflächenmodifikation der genannten oder ähnlichen Werkstoffe bei einer Verwendung als Implantat erzielt.
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Aus diesem Grund löst die beschriebene Aufgabe auch das Verfahren zur Oberflächenmodifikation eines textilen Polymers, bei dem auf einem PVDF-Substrat eine proteinfreie Drug-Release-Matrix erzeugt wird. Hierbei ist es jedoch von Vorteil, wenn das PVDF-Substrat plasmaaktiviert wird, da hierdurch die Spacermoleküle besonders gut an das PVDF-Substrat gebunden werden können.
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Insbesondere können vorteilhaft zur Erzeugung und Bindung der Spacermoleküle auf das PVDF-Substrat bei einer Plasmazündung mit mikro- oder radiowelleninduzierten Niederdruckplasmen durch Inertgas Radikale auf dem PVDF-Substrat erzeugt werden, welche nach Belüftung mit Luftsauerstoff zu Peroxyradikalen und schließlich zu Hydroperoxiden abreagieren, die anschließend durch thermische und/oder fotochemische Spaltung freie Radikale bilden, über welche Monomere pfropfcopolymerisiert werden. Dabei wirken bei diesem Plasmaaktivierungsverfahren die nach der Belüftung der Plasmaanlage entstandenen Hydroperoxide durch ihre Radikale als Initiatoren der radikalischen Pfropfcopolymerisation. Somit ist die Pfropfcopolymerisation eine für die Hydrophilierung und die Funktionalisierung von Oberflächen und die damit verbundene Möglichkeit zur Steigerung der Biokompatibilität vorteilhafte Methode.
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Alternativ hierzu wäre es beispielsweise möglich, zur Erzeugung und Bindung der Spacermoleküle auf das PVDF-Substrat bei einer Plasmazündung unter Atmosphärendruck durch Inertgas Radikale auf dem PVDF-Substrat zu erzeugen. Unabhängig von der Auswahl der Plasmaaktivierung kann jedoch vorteilhaft als Plasmagas Argon und/oder N2 verwendet werden.
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Auch kann erfindungsgemäß zur photochemischen Spaltung eine UV-induzierte Spaltung mittels eines Excimerstrahlers vorgenommen werden. Im Gegensatz zu Quecksilber-Hochdruck- und Niederdrucklampen ermöglichen Excimerstrahler die Emission inkohärenter schmalbandiger UV-Strahlung.
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Im Anschluss an die Pfropfcopolymerisation können überschüssige, nicht-kovalent gebundene Homopolymere entfernt werden. Hierfür kann das textile Erzeugnis bevorzugt mit Wasser oder einer wässrigen Lösung ausführlich gewaschen werden.
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Zum Erzeugen der Drug-Release-Matrix ist es jedoch generell bevorzugt, wenn als Spacermoleküle mittels Chemical-Vapour-Deposition-Polymerisationsverfahren (CVD-Polymerisationsverfahren) in der Gasphase erzeugte Monomere durch Abkühlung bei reduzierter Temperatur polymerisiert werden und diese polymerisierten Monomere in Form einer Polymermatrix an das PVDF-Substrat gebunden werden. Je nach den verwendeten Ausgangsverbindungen liegen die zur Herstellung der Monomere benötigten Temperaturen bzw. Drücke zwischen 500 und 1000 °C und kleiner 500 Pa. Bei Temperaturen kleiner 120 °C werden die Monomere polymerisiert.
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Die zu polymerisierenden Monomere können hierbei vorteilhaft 4-amino [2,2]-paracyclophan (amino-pcp), 4-hydroxymethyl-[2,2]-paracyclophan (hydroxymethyl-pcp), 4-carboxyl- [2,2]-paracyclophan (carboxyl-pcp) und/oder [2,2]-Paracyclophan-4,5,12,13-tetracarbonsäuredianhydrid (anhydrid-pcp) aufweisen. Aber auch die guten isolatorischen Eigenschaften und die chemische Resistenz von Poly-p-xylylenen gegen praktisch alle Lösungsmittel können vorteilhaft für zahlreiche Anwendungen genutzt werden. Poly-2-chlor-p-xylylen-beschichtete Gegenstände haben für verschiedene Applikationen wie Katheter oder Herzschrittmacher eine FDA-Zulassung erhalten. Eine toxische oder kanzerogene Wirkung der Poly-p-xylylene ist nicht bekannt.
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Aus den bei der Beschreibung des Implantats erläuterten Gründen ist es von Vorteil, wenn die zu pfropfenden Monomere Vinylmonomere, insbesondere Acrylsäure (Aac), und/oder Macromonomere, insbesondere Polyethylenglycolmetacrylate (PEGMA), zur Bildung einer hochhydrophilen Hydrogelschicht beinhalten.
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Dabei ist es alternativ und kumulativ von Vorteil, wenn zur Inkorporierung von Gentamycin in die Drug-Release-Matrix eine Lösung mit einer Konzentration von 0,1 bis 10 mg/ml, vorzugsweise zwischen 0,2 und 0,3 mg/ml, Gentamycin verwendet wird. Bei den durchgeführten Untersuchungen hat sich herausgestellt, dass Beladungskonzentrationen in diesem Wertebereich eine sehr wirkungsvolle Beladung mit dem Wirkstoff gewährleisten, während bei einer weiteren Steigerung der Beladungskonzentration nur unerheblich mehr Gentamycin in der Drug-Release-Matrix inkorporiert wird.
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Angesichts der vorteilhaften Eignung eines in der beschriebenen Weise oberflächenmodifizierten textilen Erzeugnisses für eine intrakorporale Verwendung ist es von besonderem Vorteil, wenn mit dem erfindungsgemäßen Verfahren ein mehrschichtiges Textilerzeugnis, ein Bandersatz, ein Oesophagusersatz, ein Darmersatz, ein Katheter, eine Membran oder eine Gefäßprothese hergestellt wird.
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Dabei kann vorzugsweise ein Gewirk, ein Gestrick, ein Gewebe, ein Geflecht, ein Gelege, ein Faden oder insbesondere zumindest ein Teil eines Implantats mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellt werden.
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Es sei erwähnt, dass sämtliche als vorteilhaft beschriebene, optionale Merkmale auch für sich genommen vorteilhaft und erfinderisch sind, sofern sie sich nicht explizit nur auf vorangegangene Merkmale beziehen.
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Im Folgenden wird auf die durchgeführten Untersuchungen näher eingegangen und schließlich das erfindungsgemäße Verfahren anhand von Beispielen erläutert. Hierbei wird auf die Zeichnung Bezug genommen. Dort zeigen
- 1 schematisch den molekularen Aufbau einer erfindungsgemäßen modifizierten Oberfläche,
- 2 in einem Diagramm die Ergebnisse von Kristallinitätsuntersuchungen,
- 3 in einer Tabelle grundlegende Messwerte hierzu,
- 4 in einem Diagramm Messwerte zur Freisetzung von Gentamycin in Abhängigkeit von der Beladungskonzentration und der Inkubationszeit,
- 5 in einem weiteren Diagramm Ergebnisse eines Versuchs zur Beladung mit Gentamycin in Abhängigkeit der Beladungskonzentration und der Vorquellung, und
- 6 in einem Diagramm Ergebnisse eines Versuchs zur Freisetzung von Gentamycin in Abhängigkeit von der Beladungskonzentration und der Inkubationszeit.
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Zur Untersuchung wurde zunächst eine Polyacrylsäure-Beschichtung auf PVDF-Netzen durchgeführt, Anschließend wurde der Einfluss der Plasmabehandlung auf Pfropfcopolymerisation untersucht, woraufhin mit einem Anfärbetest eine Prozesskontrolle durchgeführt wurde. Nach darauf folgenden Kristallinitätsuntersuchungen wurden dann insbesondere Versuche zur Optimierung der Beladung und der Freisetzungskinetik mit Gentamycin auf zweidimensionalen PVDF-Netzen durchgeführt.
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Die in 1 dargestellte modifizierte Oberfläche stellt die Erfindung schematisch dar. Hierbei ist auf einem PVDF-Substrat 1 eine Matrix aus Polyacrylsäure 2a, 2b, 2c angeordnet und an das Substrat 1 kovalent gebunden. An den anionischen C00--Gruppen ist das kationische Gentamycin G adsorptiv angelagert. Dabei findet sich innerhalb der gesamten Matrix 2a, 2b, 2c das Gentamycin G. Die äußeren Öffnungen 3a, 3b, die zwischen der Polyacrylsäure 2a, 2b, 2c liegen, sind frei von Proteinen.
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Eine Inkorporierung von Gentamycin in die Polyacrylsäure-Matrix wurde mit einer Beladungslösung mit einer Konzentration von 0,1 bis 10 mg/ml Gentamycin und mit einem pH-Wert größer 6 zuverlässig erreicht.
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Das Diagramm in 2 zeigt DSC-Thermogramme von PVDF-Filament-blau (Kurvenverlauf 10) und PVDF-Filament-grün (Kurve 11). Hierbei ist der Wärmefluss in W/g auf einer Achse 12 über der Temperatur in °C aufgetragen, so wie er sich bei den Kristallinitätsuntersuchungen an PVDF-Filamenten ergeben hat. Genauere Angaben zu thermischen Eigenschaften von PVDF-Materialien nach den durchgeführten DSC-Messungen sind in der Tabelle aufgeführt, die in 3 gezeigt wird. Hierbei beinhaltet Zeile 20 Daten zu Kurve 10 (blau) und Zeile 21 Daten zu Kurve 11 (grün). In der weiteren Unterteilung bezeichnen die Zeilen H1 Werte bei einem ersten Aufheizen und die Zeile H2 Messwerte beim zweiten Aufheizen. In Spalte 22 sind die Werte zum Schmelzpeak zusammengestellt, während in Spalte 23 Messwerte zum Kristallisationspeak stehen. Der Wert in Spalte 24 gibt den Kristallinitätsgrad bei jeweils zugehöriger Schmelztemperatur Tm und massenbezogener Energiedifferenz ΔHm an, während Tc und ΔHc die jeweiligen Werte bei der Kristallisation darstellen.
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Um die gewünschten Prozesse der Wirkstoffabgabe durch eine Drug- Release-Matrix technisch wie wirtschaftlich optimieren zu können, wurden Untersuchungen zur Optimierung der Beladungskonzentration und Untersuchungen zur Abhängigkeit von der Vorquellung vorgenommen. Ergebnisse zur erstgenannten Untersuchung sind im in 4 gezeigten Diagramm dargestellt. Das Diagramm zeigt den Einfluss der Gentamycinkonzentration in der Beladungslösung auf die spätere Freisetzung des Wirkstoffs aus der untersuchten Matrix. Hierbei ist auf der Abszisse 30 die Inkubationszeit in Serum bei 37 °C in Minuten aufgetragen, während auf der Ordinate die Freisetzung von Gentamycin auf 25 mg der Matrix normiert in Mikrogramm pro Milliliter aufgetragen ist. Die Messpunkte auf den Kurven 31, 32, 33, 34 repräsentierten hierbei Messwerte, die sich nach einer Beladungskonzentration von 10 mg, 1 mg, 0,25 mg bzw. 0,5 mg/ml ergeben haben.
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Ergebnisse eines weiteren Versuchs zum Einfluss der Beladungskonzentration und der Vorquellung sind im Diagramm 40 in 5 dargestellt. Hier ist die Differenz zur Ausgangsmenge von Gentamycin vor der Beladung in Mikrogramm auf der Ordinate 41, welche die Inkubationszeit in Stunden darstellt, aufgetragen. Der Beladungsversuch wurde bei 24 °C durchgeführt und die Proben wurden geschüttelt. Dabei zeigen im Diagramm 40 die Messpunkte auf den Kurven 42, 43, 44, 45, 46 Messwerte, die sich bei unterschiedlichen Parametern eingestellt haben. Hierbei wurde für die mit Dreiecken gekennzeichneten Messwerte auf den Kurven 42 und 45 eine Beladungskonzentration von 0,5 mg/ml Gentamycin verwendet, wobei die durch ausgefüllte Dreiecke repräsentieren Messwerte auf der Kurve 45 auf einer Beladungslösung von 0,5 mg/ml Gentamycin in PBS (ungequollen) basieren, während die auf der Kurve 42 liegenden Messwerte durch zwölf Stunden langes Quellen in Aqua bidest hervorgerufen wurden. Die den durch ausgefüllte Kreise auf der Kurve 46 gezeigten Messwerten zugrundeliegenden Parameter unterscheiden sich von denjenigen, die zur Kurve 45 geführt haben, nur in der Beladungskonzentration, denn der Kurve 46 liegt eine Beladungslösung mit einer Konzentration von 0,25 mg/ml Gentamycin in PBS (nicht gequollen) zugrunde. Die Parameterkombinationen, die zu den Messwerten der Kurve 44 (0,25 mg/ml Gentamycin in PBS, 12 Stunden quellen in Aqua bidest bei 22 °C) bzw. 43 (0,25 mg/ml Gentamycin in H2O, nicht gequollen) geführt haben, sind zur Beladung mit Gentamycin offenbar ebenso schlecht geeignet wie die Parameterkombination, die zu den Messwerten auf der Kurve 42 geführt hat.
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Das Diagramm 50 in 6 zeigt Messergebnisse zur Freisetzung von Gentamycin, wobei die Menge Gentamycin auf 25 mg der Matrix normiert, in Mikrogramm pro Milliliter angegeben, auf der Ordinate 51 aufgetragen ist. Die Abszisse 52 stellt die Inkubationszeit in Serum bei 37 °C in Minuten dar. Die Messwerte auf der Kurve 53 ergeben sich hierbei nach einer Beladungskonzentration von 0,5 mg/ml, die Messwerte auf der Kurve 54 aus einer Konzentration von 0,25 mg/ml. Hierbei ist anzumerken, dass die Kurven 53, 54 jeweils entlang der niedrigsten gemessenen Werte (exemplarisch beziffert mit 55a, b) gelegt wurden, während sich jeweils noch deutlich höhere Messwerte (exemplarisch beziffert mit 56a, b) ergeben haben. Bei medizinischen Untersuchungen hat sich herausgestellt, dass eine Freisetzung von 20 µg/ml auf jeden Fall therapeutisch ausreichend ist.
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Aus den Versuchen ergibt sich somit zum einen, dass eine technisch wie wirtschaftlich optimale Beladungskonzentration der PVDF-Netze mit Gentamycin bei 0,25 mg/ml liegt. Außerdem sollte die Beladung der mit Polyacrylsäure gepfropften PVDF-Netze im nicht vorgequollenen Zustand aus PBS-Puffer erfolgen. Hierdurch werden Freisetzungsmengen erreicht, die eine therapeutisch ausreichende Menge sicherstellen.
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Im Folgenden werden konkrete Verfahrensbeispiele zur Erfindung angegeben.
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Verfahren zur Acrylsäuredestillation
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Zur Acrylsäuredestillation werden ein Magnetrührer mit Heizplatte, eine Heizhaube mit Temperaturregelgerät, ein Rundkolben, eine Vigreuxkolonne, eine Destillierbrücke nach Claisen mit Liebigkühler und Vakuumanschluss, ein Schliffthermometer, ein Schlenkkolben mit Stickstoffanschluss und eine Vakuumanlage mit HV-Pumpe mit Kühlfalle und Stickstoffanschluss verwendet.
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An Chemikalien werden Acrylsäure mit Stabilisator (2-Hydroxyethylmetacrelate, 99 %), 4-Methoxyphenol (Hydrochinonmonomethylether) mit 1 g/l Acrylsäure, Reinst-Stickstoff 5.0 und flüssiger Stickstoff zum Kühlen der Kühlfalle verwendet.
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Dabei wird zunächst die Kühlfalle mit dem flüssigem Stickstoff gekühlt. Nach Anschluss des Kühlwassersystems werden 800 ml Acrylsäure und 800 mg Hydrochinon in die Vorlage gegeben und der Rührmagnet hinzugegeben. Nach Einstellen eines Vakuums von mindestens 6 * 10-2 mbar in der Anlage wird diese mit Stickstoff luftfrei gespült, damit unter Schutzgasatmosphäre destilliert werden kann.
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Nach diesen Vorbereitungshandlungen wird die Vorlage langsam auf 80 °C erwärmt. Dabei wird permanent gerührt, so dass die Destillation gleichmäßig und auch optisch überwachbar stattfindet. Da die Destillation eine Temperatur von 80 ± 5 °C erfordert, wird zunächst nur auf 65 °C erwärmt und danach in Schritten von jeweils 2 °C weiter erhitzt. Ab dem Beginn der Destillation wird die erreichte Temperatur konstant gehalten, wobei ein Temperaturfenster von ± 5 °C zugelassen wird.
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Die ersten 10 ml des Destillats werden verworfen, um zu erwartende Abweichungen während des Prozessanlaufs auszuschließen. Das gewonnene verwendungsfähige Destillat wird unter Stickstoff bei maximal 4 °C im Kühlschrank gelagert.
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Thermische Pfropfcopolymerisisation von PVDF-Netzen
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Zur thermischen Pfropfcopolymerisisation werden an Geräten ein Heizpilz, ein Rundkolben, Teflonsiedesteine, ein Soxhlet, ein Rückflusskühler, eine Stativplatte, ein Stativstab, Massivklemmen und ein Umlufttrockenschrank verwendet. Als Lösungsmittel kommen m-Hexan sowie Ethanol zum Einsatz. Zum Extrahieren der Netze werden diese so in das Soxhlet gegeben, dass sie zu allen Seiten frei sind. Das Lösungsmittel wird nun in den Rundkolben mit einem Verhältnis Hexan zu Ethanol von 79 zu 21 w/w gegeben. Nach einer Extraktionsdauer von ca. 48 Stunden werden die Netze im Trockenschrank bei ca. 30 °C für zwölf Stunden getrocknet.
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Nachdem die Netze 180 Sekunden lang mit Argon plasmaaktiviert worden sind, werden diese innerhalb von 30 Minuten weiterverarbeitet.
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Zur Vorbereitung hiervon wird die destillierte Acrylsäure aufgetaut und eine 20 %-ige Acrylsäurelösung mit H20 hergestellt. Dann wird ein Quarzglasrohr oder ein anderes geeignetes Gefäß mit Schraubverschluss an dem Stativ mit einer Klemme befestigt und die Acrylsäurelösung in das Gefäß hineingegeben. Nach einer sorgfältigen Entgasung mit Stickstoff wird der Probenständer mit den Netzen zugegeben. Das Gefäß wird nun dicht verschlossen und in ein Wasserbad gehängt, welches anschließend auf 90 °C erhitzt und gerührt wird. Dieses Verfahren wird so lange durchgeführt, bis die Lösung viskos wird.
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Anschließend werden die Netzfolien einmal kurz und fünfmal innerhalb von vier Stunden mit destilliertem H20 gewaschen. Anschließend wird über die Dauer von einem Tag mehrmals mit destilliertem H20 gewaschen. Schließlich werden die Folien für ca. drei Stunden bei 30 °C getrocknet und anschließend trocken gelagert.
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Beispiel 3
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Unter Anwendung der Plasmaaktivierung wird zur Pfropfcopolymerisation von PVDF-Substrat ein PVDF-Substrat einem gepulstem Mikrowellenplasma (Pulsdauer 1600 µs, Periodendauer 2000 µs) von 1,5 bis 2 kW Leistung mit Argon (Durchflussrate 5 l/h) als Plasmagas unter Druck von 10 bis 15 Pa und unter Variation der Behandlungszeit von 15 bis 300 Sekunden ausgesetzt. Die weitere Verarbeitung des PVDF-Substrats erfolgt nach einer Luftexposition von 20 bis 150 Minuten. Die Pfropfcopolymerisation des argonplasmabehandelten PVDF-Substrats wird jeweils unter Stickstoffatmosphäre durchgeführt.
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Da die O-O-Bindungsenergie in Hydroperoxiden mit 150 kJ/mol niedrig ist, ist eine Spaltung von Hydroperoxiden durch Zufuhr entsprechender Energiemengen möglich. Temperaturen von 50 bis 100 °C reichen aus, um eine solche Spaltung zu erreichen. Die Initiierung der Pfropfcopolymerisation erfolgt durch eine thermische Hydroperoxidspaltung bei 90 °C.
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Alternativ hierzu kann auch eine UV-induzierte Spaltung vorgenommen werden. Im Gegensatz zu Quecksilber-Hochdrucklampen und Quecksilber-Niederdrucklampen ermöglichen Excimerstrahler die Emission inkohärenter schmalbandiger UV-Strahlung. Es wird ein Xenonchloridstrahler eingesetzt, dessen Emissionsmaximum bei 308 liegt. Die Energie dieser Photonen liegt bei etwa 400 kJ/mol.
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Beispiel 4
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Nach einer Plasmaaktivierung wird zur Beschichtung einer PVDF-Oberfläche diese in einem ersten Schritt durch eine radikalisch induzierte Pfropfcopolymerisation von Acrylsäure funktionalisiert (PVDF-PAAc).
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Die Acrylsäure (AAc) sorgt auf PVDF-Substrat für eine hydrophile, carboxylgruppenhaltige Oberfläche. Die Durchführung der thermisch plasmainduzierten Pfropfcopolymerisation der Acrylsäure erfolgt unter Verwendung einer Monomerkonzentration von 5 bis 50 %, vorzugsweise ca. 25%, in entionisiertem Wasser (v/v), bevorzugt 20 bis 30 % (v/v), und einer Polymerisationsdauer von 15 bis 90, bevorzugt 30 bis 60, Minuten bei 90 °C thermisch oder durch eine 2,5- bis 5-minütige Bestrahlung mit UV-Licht. Nach Abbruch der Polymerisation wird nicht kovalent an das PVDF-Substrat gebundenes Homopolymer durch ausführliches Waschen mit Wasser oder einer wässrigen Lösung entfernt.
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Die auf diese Weise erhaltene modifizierte Oberfläche ist hochhydrophil und besitzt eine hohe Konzentration an Carboxylgruppen. Nun kann sie insbesondere für die Beladung mit Antibiotikum genutzt werden.
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Die oberflächengebundenen Carboxylgruppen werden zur Aktivierung 20 Minuten mit einer wässrigen EDC/NHS-Lösung (0.2 M / 0, 1 M) behandelt, Anschließend werden die Oberflächen kurz mit deionisiertem Wasser gespült und für mehrere Stunden in einer Lösung von 1 mg/ml GRGDS-Peptid in 0,1 M Natriumhydrogencarbonat-Puffer (pH 8,4) inkubiert. Die Entfernung ungebundenen Peptids erfolgt durch mehrfaches intensives Spülen mit deionisiertem Wasser.
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Beispiel 5
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Mittels Plasmaaktivierung wird ein PVDF-Substrat beschichtet. Die Pfropfcopolymerisation von Acrylsäure und die anschließende Aktivierung erfolgen wie vorhergehend beschrieben.
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Um nun die ungewollte Proteinadsorption zu verhindern, wird ein Hydrogelkomplex immobilisiert. Dazu wird das aktivierte PVDF-PAAc-Substrat in eine PEI-Lösung (1 mg/ml) für 1 Stunde bei Raumtemperatur eingetaucht. Danach wird das PVDF-Substrat in einer Puffer-Lösung (NaHPO4/Na0H, pH 6,4) bei 11%-igem K2SO4, 1 mg/ml PEG-(aldehyd)2 (MW 3400), 3mg/ml NaCNBH4 als Reduktionsmittel 8-12 h bei 30 bis 60°C (beste Ergebnisse: 8h, 60°C) inkubiert und anschließend mit Wasser gewaschen. Dann wird die Probe für 2 Stunden mit einer RGD-Peptid Lösung (1 mg/ml in Phosphatpuffer, Reduktionsmittel NaCNBH4) bei Raumtemperatur versetzt.
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Beispiel 6
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Die Durchführung der plasmainduzierten Pfropfcopolymerisation eines Methacrylats mittels Plasmaaktivierung kann unter Verwendung einer Monomerkonzentration von 5 bis 50% (v/v), bevorzugt 20 bis 30% (v/v) in einer Wasser/Methanol-Mischung und einer Polymerisationsdauer von 1 bis 4 Stunden, bevorzugt 2 bis 3 Stunden, bei 90 °C thermisch oder durch 10-minütiges bis 30-minütiges Betrahlen mit UV-Licht erfolgen. In einem nachfolgenden Schritt werden die mittels Plasmapfropfpolymerisation erzeugten freien Carboxyl- bzw. Hydroxylgruppen der Materialoberfläche aktiviert. Als Aktivierungsmittel für die Carboxylgruppen können z.B. EDC [1-(3-Dimethylaminopropyl)-3-20 ethylcarbodiimidhydrochlorid] oder DDC [1,2-Dicyclohexylcarbodiimid] und für die Hydroxylgruppen z.B. Diisocyanat wie Hexamethyldiisocyanat oder 2,2,2-Trifluoroethansulfonchlorid (Tresylchlorid) verwendet werden. Eine mit Glycidylmethacrylat modifizierte PVDF-Oberfläche kann ohne vorherige Aktivierung eingesetzt werden.
