DE60004710T2

DE60004710T2 - Mineral-polymer hybrid-zusammensetzung

Info

Publication number: DE60004710T2
Application number: DE60004710T
Authority: DE
Inventors: Cyril Chaput; Abdellatif Chenite
Original assignee: Biosyntech Canada Inc
Current assignee: Biosyntech Canada Inc
Priority date: 1999-12-09
Filing date: 2000-12-08
Publication date: 2004-07-08
Anticipated expiration: 2020-12-09
Also published as: EP1255576B1; AU1979201A; US20030199615A1; EP1237585A1; DE60003459D1; EP1237585B1; DE60004710D1; WO2001041822A1; US20100029549A1; WO2001041821A1; US8389467B2; DE60003459T2; ATE243049T1; EP1255576A1; AU1848601A; ATE247495T1

Description

Hintergrund der Erfindung
(a) Erfindungsgebiet
Die Erfindung betrifft die Herstellung und Verwendung injizierbarer selbstbildender Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzungen zum Reparieren, Ersetzen oder therapeutischen Behandeln von Geweben und Körperteilen. Genauer gesagt, schlägt die vorliegende Erfindung selbstgelierende Mineral-Polymer-Hybridformulierungen vor. Noch spezifischer umfaßt die vorliegende Erfindung selbstgelierende Mineral-Polymer-Hybridformulierungen, die osteokonduktive oder osteoinduktive Mittel, Medikamente oder therapeutische und/oder heilungsbeschleunigende Bestandteile umfassen.
(b) Beschreibung des Standes der Technik
Eine große Anzahl an Biomaterialien sind für die Reparatur und Bildung von Hartgewebe eingeführt worden, einschließlich natürlicher und synthetischer Materialien, reiner organische oder anorganischer Materialien und organisch-anorganischer Biohybrid- oder Hybridmaterialien.
Konduktive Hartgewebsimplantate sind passive Biomaterialien, die eine Matrix zur Verfügung stellen, um das neue Einwachsen und die Reparatur von hartem Gewebe unterstützen. Sie stellen im allgemeinen keine osteogene Eigenschaft zur Verfügung, in dem Sinne, daß solche Materialien als solche keine Osteogenese oder hartgewebsinduzierende Faktoren oder irgendwelche hartgewebsheilenden Beschleuniger liefern. Konduktive Strukturen haben das eigene Einwachsen und die Reorganisierung von Hartgeweben typischerweise zu begünstigen (Bsp.: osteokonduktive Materialien).
Der Hauptbestandteil von Hartgeweben ist biologisches Apatit, das für gewöhnlich in Knochen und Zähnen gefunden wird (65–98%). Calcium- und Phosphationen sind für gewöhnlich in Körperflüssigkeiten und Mineralbestandteilen von Hartgeweben enthalten, einschließlich Knochen, Dentin und Zahnschmelz. Sie können zusätzlich auch weitere Bestandteile wie beispielsweise Carbonate, Magnesium oder Natrium enthalten. Hydroxyapatit ist allgemein als ein Calciumphosphat-Material mit einer Kristallstruktur anerkannt, die biologischem Apatit sehr ähnlich ist. Calciumphosphate und einige andere Keramiken wurden als sehr nützliche biokompatible Materialien für die Reparatur von Hartgeweben befunden. Heute ist eine große Familie keramischer Biomaterialien mit verschiedenen Formen zum Reparieren von Hartgeweben erhältlich und schließt Calciumphosphat, Calciumcarbonate, Bioglas und reine natürliche Mineralien ein.
Knochenreparatur und -bildung
Konduktive Materialien für die Hartgewebsreparatur sind darauf ausgerichtet, adäquate Zusammensetzungen und Architekturen zur Verfügung zu stellen, die das Einwachsen von Hartgewebe selbst begünstigen. Diese Matrizes werden in einen Defekt eingebaut, wodurch reife Hartgewebszellen kontaktiert werden, die in der Lage sind, die Reparaturmatrix zu invadieren und Mineralnetzwerke zu bilden, um das Einwachsen des Gewebes zu vollenden. Typische Beispiele werden im allgemeinen als osteokonduktive Materialien für Knochengewebe bezeichnet.
Konduktive Hartgewebsimplantate haben eine beträchtliche Aufmerksamkeit erfahren, insbesondere in der Knochenchirurgie. Das Transplantieren von Materialien zum Füllen von Defekten und die Knochenreparatur schließen Autotransplantate, Xenotransplantate, demineralisierte Knochenmatrix, poröse Keramiken wie beispielsweise Calciumphosphate, Calciumcarbonate, Koralle, Perlmutt, Bioglas, organische Matrizes (Polymere, Collagen und andere biologische Makromoleküle) wie auch anorganische Biohybride oder Hybridmaterialien wie beispielsweise Organoapatite ein.
Implantate zum Füllen und Reparieren von Defekten sind gegenwärtig Feststoffe, manchmal Gele und Hydrogele, die das Einwachsen und die Leitung des Hartgewebes ermöglichen. Poröse oder glatte Feststoffe können verwendet werden. Glatte feste Implantate stimulieren das Einwachsen von Hartgewebe durch ihre eigene Resorption. Die Porosität kann der Materialarchitektur inhärent sein (echte Porosität), oder intestiell sein.
Calciumphosphate sind Knochenbiomaterialien bevorzugt worden. In einer großen Anzahl von Tier- und Menschenstudien haben sie sich als biokompatibel und als Knochenwachstumspromotoren erwiesen. Gezielte Calciumphosphatkeramiken sind Tricalciumphosphat, amorphes Calciumphosphat, Octacalciumphosphat und Apatit-Verbindungen. Hydroxyapatit [Ca₁₀(PO₄)₆(OH₂], Calcium-defizientes Apatit, fluoriertes Apatit [Ca₁₀(PO₄)₆F₂] und carboniertes Apatit [Ca_10–xHa_x(PO₄)_6–x(CO)₃)_x(OH)₂] sind die repräsentativsten Apatit-Verbindungen. Synthetische oder gesinterte Apatite können hergestellt werden.
Die meisten Calciumphosphatkeramiken werden als Granula oder Blockmaterialien hergestellt. Blockmaterialien können mit zahlreichen geometrischen Formen wie beispielsweise Stäben, Zylindern, rechteckigen Formen etc. hergestellt werden.
Keramikblocks müssen jedoch vor der Implantierung wieder in Form gebracht werden, um exakt die defekte Größe und Geometrie auszumachen, was die Handhabung und klinische Anwendung schwerer und länger macht. Außerdem sind Calciumphosphat-Blöcke sehr zerbrechlich und schwierig zu formen, und dadurch ist die Kontaktregion zwischen dem Knochengewebe und dem Keramikimplantat nicht perfekt kontinuierlich was die Osteokonduktionswirkung stören kann. Calciumphosphat-Granula werden gegenwärtig in einer breiten Größenverteilung hergestellt und sind von 10 μm bis 2,5 mm erhältlich, aber bevorzugt werden sie mit einer Größe zwischen 90 und 400 μm verwendet. Granula können injiziert werden oder mindestens durch weniger invasive Techniken verabreicht werden, um den Gewebedefekt zu füllen. Granula haben aber in situ ein Mobilitätsproblem, was ihre Verwendung und Effizienz einschränkt.
Keramiken wie beispielsweise Calciumcarbonate, Koralle oder Perlmutt werden ebenfalls in granulärer oder Blockform vorgeschlagen, und weisen ähnliche Probleme auf. Bioglas liegt im allgemeinen in granulärer oder Mikrosphären-Form vor (Bioglass^®, USBio-materials; Bigran^®, Orthovita, Perioglass^®).
Typische kommerzielle Keramikmaterialien, die als osteokonduktive Materialien verwendet werden, sind z.B. Apatit wie beispielsweise SurgiBone^® (Unilbab), Osteogen^® HA, Resorb (Implandent), Periograf^®, Aleograft^®, ProOsteon^® (Interpore), Cerapatite^® (Ceraver-Osteal); Ossatite^® (MCP), Synatite^® (SBM), Ceros, Interpore^® 200 (Interpore), OrthoMatrix^TM, HA-1000^TM und HA-500^TM, Bio-Oss^® (Osteohealth), Calcitite 2040^®, Ceros 80^® (Matthys), Durapatite^®, Apafil-G^® (Biomat), HAP Coralina^®, Endobon^® (Merk), Pyrost^® (Osteo) oder Tricalciumphosphat wie beispielsweise Ceros 82^®, Synthograft^®, Biosorb^® (SBM), Calciresorb^® (Ceraver-Osteal) oder ein Gemisch aus Hydroxyapatit und Tricalciumphosphat (biphasisches Calciumphosphat) wie Triosite^® (Zimmer), Ceraform^® (Teknimed), Eurocer^® (Bioland), BCP^® (Bioland), Ostilit^® (Howmedica) oder Koralle wie beispielsweise BioCoral^® (Inoteb).
Collagen, ein Bestandteil von weichen und harten Geweben, und Bone Demineralized Matrix (BDM) sind die geläufigen organischen Materialien zum Füllen von Hartgewebsdefekten. Collagen wurde mit Mineral zusammengegeben, um Hybridmaterialien wie beispielsweise Collagraft^® (NeuColl), Cerapatite-Collagen^® (Ceraver-Osteal), Ossatite^®-Zusammensetzung (MCP oder Collapal^® (Osteo) zu bilden.
Polymermaterialien wie beispielsweise Polymilchsäure, Polyglykolsäure, Polymilch-co-glykolsäure-Mikrosphären und ähnliche wurden ebenfalls für das Füllen und die Reparatur von Knochendefekten vorgeschlagen, sind aber weniger geläufig als Calciumphosphat-Granulatmaterialien. Eine neue Entwicklung ist Immix^® (Osteobilogics), ein Knochentransplantationsmaterial, das auf Polymilchsäure/Glykolsäure (PLA/GA) basiert.
Osteoinduktion
Osteogene Faktoren werden im allgemeinen durch das umgebende lebende Gewebe und die Blutzufuhr in der Nähe des Hartgewebsimplantats angeliefert. Es wäre höchst wünschenswert, eine Hartgewebsreparaturmatrix vorzuschlagen, die die Einwachsförderung von neugebildetem Hartgewebsgewebe und die Induktionswirkung, kombiniert, z.B. ein Implantatmaterial, das eine Osteokonduktion und Osteoinduktion erlaubt. Der genaue Mechanismus der Hartgewebsbildung ist komplex und nicht vollkommen verstanden, aber es ist klar, daß eine bestimmte Anzahl an biochemischen Faktoren an der Hartgewebsbildung und Mineralisierung beteiligt sind. Die Reparatur von Hartgeweben wird durch die Reifung von Vorläuferzellen in die erwarteten funktionalen Gewebezellen induziert. Für den Knochen wird eine Osteogenese erreicht, wenn die Osteovorläuferzellen in Knochenzellen umgewandelt sind, die aktiv sind, Mineralisierung und Knochengewebe zu bilden. Es kann gesagt werden, daß die Osteogenese in situ durch verschiedene Faktoren erhalten werden kann: a) die Osteovorläuferzellen, die sobald sie umgewandelt sind knochenreparaturbildende Zellen bilden; b) das induzierende biochemische Umfeld, das die Umwandlung und Reifung von Osteovorläuferzellen stimuliert und die Knochenbildung und die Reparaturantwort moduliert; und c) die konduktive Knochenreparaturmatrix, die die Bildung von neuen Knochengeweben und Mineralisierungsnetzwerke unterstützt.
Eine osteogene Stimulierung kann zuerst durch Knochenvorläuferzellen (Osteovorläufer) hervorgerufen werden. Markstromazellen (MSCs) sind als Vorläuferzellen von harten und Bindegeweben anerkannt. Hämatopoetische Stammzellen aus dem Knochenmark sind auch Lieferanten von Osteovorläuferzellen und Förderer der Osteogenese. Die Injektion von Knochenmarkpräparaten, mit oder ohne Träger wurde als die Osteogenese und Knochenreparatur stimulierend, beschrieben. Die Fähigkeit des Knochenmarks, Knochen zu bilden, ist gut bekannt und wird klinisch verwendet. Die Verabreichung von Knochenmark durch eine demineralisierte Knochenmatrix, Collagen oder Hydroxyapatit-Materialien wird ebenfalls für das Reparieren von Knochendefekten beobachtet. Eine Retransplantierung von MSCs in schlecht heilenden Knochen wird gegenwärtig als möglicherweise den Reparaturprozeß steigernd, angesehen.
Cytokine sind bioaktive Proteine, die auf Zellen wirken, die nahe der Zelle sind, wo es hergestellt wird, Cytokine und Knochenproteine sind im Hinblick auf die induktiven oder heilungsbeschleunigenden Wirkungen von Hartgeweben intensiv untersucht worden, und insbesondere im Hinblick auf Knochen, einschließlich "bone-derived osteogenesis proteins" (bOP), "bone morphogenic proteins" (BMP) und "Wachstums- und Differentierungsfaktoren" (GDF) BMPs und GDFs aus der Transforming Growth Factor-beta-Gen-Superfamilie sind umfangreich untersucht worden und werden für die Knochenbildung und -reparatur verwendet. Transforming Growth Factor-beta (TGF-beta), Fibroblast Growth Factors (GFG, a–b) und Plated-Derived Growth Factors (PDGF, A–B) haben sich als nützlich während der Heilung einer Fraktur herausgestellt, da sie in verschiedenen Schritten der Heilung der Fraktur wirken, einschließlich der anfänglichen Antwort auf die Verletzung, der Intramembranossifizierung, der Chondrogenese oder der endochondrealen Ossifizierung.
Kommerzielle Entwicklungen in osteoinduktiven oder osteoregulierenden Mitteln umfassen rhBMP-2 (Genetic Institute), Ne-Osteo (Sulzer Orthopedics, Biologics), OP-1 (Styker Biotech), Indian Hedgehog inducing muolecule (Ontogeny) and Plasmid DNA (Martigen).
Ein Hauptschritt beim Verwenden biologischer induktiver Faktoren ist die klinische Verabreichung und die Dosierung. Außerdem hält die Entwicklung von Biomaterialien zum Erreichen einer minimal invasiven Verabreichung, einer leichten Verabreichung und einer optimalen Induktion-Konduktion von Hartgeweben noch immer an, und ist eine Sache von großem Interesse.
Die Verabreichung von DNA oder genetisch modifizierten Zellen wie beispielsweise MSCs in den Knochen sind potentielle Wege, um Hartgewebsdefizite dauerhaft zu behandeln. Wenn sie in situ freigesetzt wird, wird DNA durch die Granulierungszellen aufgenommen, die medikamentenverteilende Mittel werden und die Bildung von Hartgeweben stimulieren. Die DNA kann während des Granulierungsvorgangs der Heilung abgegeben werden, wodurch die Kontrolle der Proteinexpression über Tage und Wochen kontrolliert wird, und eine Kontrolle der Abfolge an Ereignissen erlaubt, die normalerweise bei der Hartgewebsbildung stattfinden. Es kann besonders attraktiv für Patienten mit schwer zu heilenden Frakturen oder schlechter Knochenheilung sein. Die genetische Reprogrammierung von MSCs, so daß sie spezifische Proteine exprimieren, kann therapeutisch für Hartgewebe verwendet werden, wie auch für andere Bindegewebe, wie im Falle von Defiziten der zirkulierenden Proteine. Eine Re-Transplantierung in genetisch modifizierter MSC-Zellen ist ein Weg, Krankheiten auf dem genetischen Niveau zu kontrollieren oder zu heilen.
Erkrankungen und/oder Defizite, die mit Hartgeweben assoziiert sind, können sowohl eine Füllung, eine Reparatur und eine lokale therapeutische Behandlung, z.B. eine teilweise Resektion von Knochengewebe und/oder eine lokalisierte Anwendung von Therapeutika notwendig machen. Antibiotika, antiinflammatorische, Antikrebs-, antimikrobielle und/oder antibakterielle Mittel können den Hartgewebsstellen verabreicht werden, z.B. Antikrebs/Antitumormittel, die chirurgisch in einen Defekt eingeschleust werden, der für das Herausschneiden eines Knochentumors gemacht wurde. Das Mittel wird auch so wirken, daß es das Wiederauftreten des Tumors im Knochen verhindert oder kontrolliert.
Injizierbare Knochenersatze
Injizierbare Systeme wurden zum Heilen, der Reparatur und Bildung von Knochen durch weniger invasive oder traumatische Techniken wie beispielsweise perkutane Verfahren eingeführt. Verschiedene Biomaterialkonzepte sind vorgeschlagen worden und können wie folgt klassifiziert werden: a) pharmazeutische Träger für Knochenbehandlung (z.B.: Gele); b) Hybridknochenfüll-/Transplantationsmaterialien (z.B.: injizierbare Keramik/Polymerzusammensetzungen); und c) ein selbstpassendes Knochensubstitut (z.B.: injizierbare Knochenzemente).
Auf Hyaluronsäure basierende Gele wurden zum Zuführen von Wachstumsfaktoren (OSSiGel^TM) wie beispielsweise basischem FGF vorgeschlagen, wodurch auf das beschleunigte Heilen der Fraktur bewirkt wird. Matrigel und Collagengele wurden eingeführt, um zu stützen und DNA (Gen-Therapie) in Hartgewebe (Martigen^TM) einzuschleusen. Diese Materialien sind reine organische Träger, ohne Mineralgehalt, und ohne selbstbildende Wirkung.
Partikelförmige Feststoffe, die aus Polymeren, Keramiken oder anorganischen Stoffen gemacht sind, sind gegenwärtig als potentiell injizierbare Materialien zum Füllen von Defekten bekannt und in gewissem Ausmaß zum Tragen und Beliefern von Systemen für Weich- und Hartgewebe. Injizierbare granuläre Materialien sind aber hochmobil und verursachen in situ Probleme.
Injizierbare Hybridknochenmaterialien aus granulären Feststoffen wurden vorgeschlagen, wie beispielsweise und insbesondere mit Calciumphosphatkeramiken, die in einer organischen Flüssigmatrix dispergiert und homogenisiert sind. Blut und physiologische Flüssigkeit wurde gegenwärtig als Träger verwendet, aber bildet nicht schnell eine Matrix. Biologische Versiegelungsmittel wie beispielsweise Fibrinkleber wurden als Matrix vorgeschlagen, um ein zusammengesetztes Keramikknochenmaterial zu entwickeln (Sedel et al., J. Biomed. Mat. Res. (Appl. Biomat.), 43. 38–45, 1998; und Wilson et al., Bio materials, 15: 601–608, 1993). Auf Poly(propylenfumarat) [PPF] basierte Matrix wurde ebenfalls angepriesen, um Keramiken zu tragen und um zusammengesetzte Knochenmaterialien zu bilden (Mikos et al., J. Biomed. Mat. Res., 44: 314–321, 1999). Gelatin wurde ähnlich in Ossatite^® verwendet (Medical Calcium Phosphate Laboratories, Frankreich), das ein injizierbares Knochenprodukt ist (Griffet et al., Bio-materials, 20: 511–515, 1999). Celluloseartige und insbesondere Celluloseether wie beispielsweise Hydroxypropylmethylcellulose (HPMC), werden gegenwärtig als vielversprechende Träger/Matrix in injizierbaren zusammengesetzten Knochenmaterialien untersucht (Daclusi et al., J. Biomed. Mat. Res. 47: 28–35, 1999; Dupraz et al., Bio-materials, 20; 663–673, 1999 und Grimandi et al., J. Biomed. Mat. Res. 39: 660–666, 1998). Daculsi et al. (US-Patent Nr. 5 717 006 ) pries zelluloseartige Materialien zum Verarbeiten von zusammengesetzten Biomaterialien an, die 40 bis 75 Gew.-% Mineralgehalt enthalten. Dieser Mineralgehalt war eine Mischung aus Hydroxyapatit [Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂] und beta-Tricalciumphosphat, oder Calciumtitanphosphat [Ca(Ti)₄(PO₄)₆].
Injizierbare Hybridzusammensetzungen für Hartgewebe wurden vorgeschlagen (US-Patent Nr. 5 352 715 ) in denen eine Keramikmatrix, die Partikel zwischen 50 und 250 μm umfaßt, in dem Flüssigträger dispergiert sind. Flüssigträger und Nicht-Keramikbestandteile wurden aus Collagen, Polyethylenglykol, Glycerol oder sukzinyliertem Collagen ausgewählt. Collagen wurde in vielen Systemen angepriesen (US-Patent Nr. 6 027 742 ). Keramik war im allgemeinen Calciumphophat wie beispielsweise Apatit oder Trichalciumphosphat (US-Patent Nr. 6 027 742 ). Bioaktive Mittel waren potentiell in den Hybridzusammensetzungen inkorporiert. Ein weiteres injizierbares System wurde durch Hench et al. (US-Patent Nr. 5 840 290 ) vorgestellt, das aus einer Suspension aus Bioglasen in einer wäßrigen Dextran-Lösung besteht. Bioglas-Partikel waren 90 bis 250 μm groß und bestanden aus 45S5 (Orthovita)-Glaszusammensetzung. Fibrinkleber und PPF-Organmatrizes waren in situ selbstbildend, aber keine dieser Zusammensetzungen waren in situ selbst-einpassende oder sich selbst-härtende Materialien.
Chitosan wurde zu vielen Flüssigbestandteilen von Calciumphosphatzement-Zusammensetzungen hinzugemixt. Chitosan in wäßrigen Zitronen-, Malein- oder Phosphorsäuremedium war der Flüssigbestandteil eines sich selbst einfügenden Tricalciumphosphats (TCP) oder Tricalciumphosphat/Tetracalciumphosphat (TCP/TTCP)-Zement (US-Patent Nr. 5 281 404 und 5 180 426 ). Chitosan wurde in Knochenzementen oder -substituten ebenfalls in der wissenschaftlichen Literatur untersucht, wie von Leroux et al. (Bone, Bd. 25, Nr. 2, supplement, 1999: 31S–34S), Hidaka et al. (J. Biomed. Mat. Res., 46: 418–423, 1999) und Ito (Bio-materials, 12: 41–45, 1991) berichtet wurde.
Osteokonduktion und osteogene Leistungen von Chitosan-basierten Materialien wurden beobachtet und in der Entwicklung von Biomaterialien angewendet. Chitosan mit immobilisierten Polysacchariden wie beispielsweise Heparin, Heparansulfat, Chondroitinsulfat und Dextransulfat wurden als die Hartgewebsregeneration stimulierten von Hansson et al. (Internationale Patentveröffentlichung WO 96/02259) berichtet. Osteoinduktive Zusammensetzungen wurden auch durch das Mischen von Hydroxyapatit und aus Knochen stammenden osteoinduktiven Gelatine in Chitosan-Lösungen entwickelt (US-Patent Nr. 5 618 339 ).
Die Osteokonduktion und die ostogenen Leistungsfähigkeiten von Chitosan wurden ebenfalls in vitro und in vivo untersucht (Hideka et al., J. Biomed. Mat. Res., 46. 418–423, 1999; und Klokkevold et al., J. Periondot., 67: 1170–1175, 1996).
WO 99/07416 offenbart Chitosan/Organophosphat-wäßrige Systeme zum Reparieren oder Füllen von Gewebsdefekten oder Höhlungen. Die Zugabe eines dibasischen Monophosphatsalzes des Polyols oder von Zucker, wie beispielsweise Dinatriumglycerophosphat zu der Chitosan-Lösung führt zu einer weiteren Kontrolle der Geliertemperatur. Das dibasische Monophosphatsalz kann ein Phosphatcalcium sein. Dieses Dokument setzt auch die Zugabe von festen partikelförmigen Additiven vor der Gelierung voraus und offenbart ein Chitosan/Glycerophosphatgel, das dispergierte feste Kieselerde-Partikel einschließt. Die nicht-löslichen Festbestandteile gemäß der vorliegenden Erfindung sind darin jedoch nicht erwähnt.
Es wäre äußerst wünschenswert, wenn einem eine in situ-selbstbildende Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzung zur Verfügung gestellt würde, die genetisch modifizierte MSCs zum Behandeln spezifischer Hartgewebedefizite oder -erkrankungen enthält, wie beispielsweise Knochenbrüchigkeit, Osteoporose, Paget-Krankheit, Dysplasie, Osteogenesis imperfecta und ähnliche.
Es wäre auch höchst wünschenswert, wenn einem selbstbildende Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzungen zur Verfügung gestellt würden, die auf Substanzen aufgetragen werden kann, auf die Defekte oder Höhlungen in (Weich- oder Hart-) Geweben oder auf jede anatomische Struktur der Gewebe oder irgendeine Körperhöhlung, was dadurch in situ die Bildung einer Gruppe an Biomaterialien mit verschiedenen Zusammensetzungen, Funktionen und Eigenschaften ermöglichte.
Zusammenfassung der Erfindung
Ein Ziel der vorliegenden Erfindung ist das Zurverfügungstellen von selbstbildenden Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzungen, die auf Substanzen, Defekte oder Höhlungen von (Wichteil- oder harten) Geweben oder auf jede anatomische Struktur von Geweben oder in jede Körperhöhlung eingebracht werden, die die Bildung in situ von einer Gruppe von Biomaterialien mit verschiedenen Zusammensetzungen, Funktionen und Eigenschaften ermöglichen.
Erfindungsgemäß werden neue injizierbare in situ-selbstbildende Mineral-Polymer-Zusammensetzungen zur Verfügung gestellt, die günstig für die Gewebsreparatur, den Ersatz oder die Behandlung von Säugetieren oder Menschen verwendet werden. Die einfachste Form ist eine wäßrige Polymerlösung, die sich aus einem säurelöslichen Polymer und einer wasserlöslichen organischen Monophosphatquelle zusammensetzt, die die spezielle Eigenschaft hat, daß sie endothermisch empfindlich ist. Sie bildet die Basis des Flüssigbestandteils von in der vorliegenden Erfindung beschriebenen Zusammensetzungen und daraus entstandenen Materialien. Diese endothermisch sensitive Eigenschaft führt zu einer intrinsischen thermogelierenden Eigenschaft, die jegliche Verwendung eines kovalenten Vernetzungsmittels oder eine organischen Lösungsmittels ausschließt, und wurde von Chaput et al. vorgestellt.
Erfindungsgemäß wird eine sich in situ selbstbildende Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzung zur Verfügung gestellt, die umfaßt:

a) einen auf Wasser basierenden und thermogelierenden Flüssigbestandteil, umfassend mindestens ein wasserlösliches kationisches Polymer, eine organische Monophosphatquelle und gegebenenfalls ein wasserlösliches organisches Monosulfonat-, Monosulfat- oder eine Monocarboxylat-Quelle; wobei dieser Flüssigbestandteil einen pH-Wert zwischen 6,5 und 7,4 hat; und
b) einen wasserunlöslichen Feststoffbestandteil, der mindestens eines aus Calcium-, Fluorid-, Strontium-, Carbonat- und Phosphatsalzen umfaßt,

Der Flüssigbestandteil kann aus organischen und/oder anorganischen Säuren hergestellt werden, einschließlich Maleinsäure, Propionsäure, Phosphorsäure, Organophosphorsäure, Glycerophosphorsäure, Milchsäure, Salzsäure, Ascorbinsäure, Ameisensäure, Essigsäure und ähnlicher.
Das Polymer kann ein kationisches hydrophiles Polysaccharid sein, das Amino-Gruppen trägt, einschließlich teilweise deacetyliertem Chitosan und reinen Chitosanen.
Das Polymer kann teilweise deacetyliertes Chitosan mit einem Deacetylierungsgrad zwischen 30 und 99% sein.
Der Flüssigbestandteil kann ein zweites lösliches Polymer umfassen, das ausgewählt wird aus zelluloseartigen und synthetischen Polymeren, einschließlich Collagen, Methylcellulose, Hydroxyethylcellulose, Hydroxypropylcellulose, Hydroxyethylpropylcellulose, Hydroxymethylpropylcellulose, Poly(ethylenoxid), Poly(propylenoxid), Poly(ethylenglykol), Poly(vinylpyrrolidon), Poly(vinylalkohol) oder Derivate davon, oder Gemische daraus.
Die organischen Monophosphat-, Monosulfonat-, Monosulfat- und Monocarboxylat-Quellen dieses Flüssigbestandteils können einen basischen Charakter und einen pKa-Wert zwischen 6,0 und 7,4 haben.
Die organische Monophosphat-Quelle kann ausgewählt werden aus der Gruppe bestehend aus Na₂PO₄C₃H₅(OH)₂, Fe₂PO₄C₃H₅(OH)₂, K₂PO₄C₃H₅(OH₂), MgPO₄C₃H₅(OH)₂, MnPO₄C₃H₅(OH)₂, Ca₂PO₄C₃H₅(OH)₂, Na₂PO₇C₃H₇, Na₂PO₇C₄H₇, K₂PO₇C₄H₇, NaPO₇C₄H₈, K₂PO₇C₄H₉, Na₂PO₈C₅H₉, K₂PO₈C₅H₉, NaPO₈C₅H₁₀, KP_O8C₅H₁₀, Na₂PO₉C₆H₁₁, NaPO₉C₆H₁₂, K₂PO₉C₆H₁₁, KPO₉C₆H₁₂, Na₂PO₈C₆H₁₃, K₂PO₈C₆H₁₃, NaPO₈C₆H₁₄, KPO₈C₆H₁₄, Na₂PO₉C₆H₁₂, K₂PO₉C₆H₁₂, NaPO₉C₆H₁₃, KPO₉C₆H₁₃, Na₂PO₈C₁₀H₁₁, K₂PO₈C₁₀H₁₁, NaPO₈C₁₀H₁₂ und KPO₈C₁₂H₁₂ und ähnlichen und Derivaten und Gemischen daraus.
Die organische Monophosphat-Quelle kann alpha-Glycerophosphat, beta-Glycerophosphat, Glucose-1-phosphat, Glucose-6-phosphat, Fructose-1-phosphat oder Fructose-6-phosphatsalz oder Gemische daraus.
Die organische Monosulfonat-Quelle kann sein N-[Carbamoylmethyl]-2-aminoethansulfonat (ACES), N,N-Bis[2-hydroxyethyl]-2-aminoethansulfonat (BES), 3-[N,N-Bis(2-hydroxyethyl)amino]-2-hydroxypropansulfonat (DIPSO), N-[2-Hydroxyethyl]piperazin-N'-3-propansulfonat (HEPES), 2-[N-Morpholino]ethansulfonat (MES), 4-[N-Morpholino]butansulfonat (MOBS), 3-[N-Morpholino]-2-hydroxypropansulfonat (MOPSO) oder N-Tris[hydroxymethyl]methyl-2-aminoethansulfonat (TES) oder ähnliche oder Gemische daraus.
Der Flüssigbestandteil kann außerdem Bis[2-hydroxyethyl]iminotris[hydroxymethyl]methan (BIS-TRIS) oder tris[hydroxymethyl]aminomethan (TRIZMA) oder ähnliche oder Gemische umfassen.
Der Flüssigbestandteil kann außerdem Aminosäurereste oder -sequenzen, einschließlich Histidin- (HIS) oder Lysin- (LYS) -reste oder -sequenzen umfassen.
Der Flüssigbestandteil kann organische Polyolinhaltsstoffe umfassen, einschließlich Zuckerpolyolen, Saccharid-Polyolen oder Glykolen wie beispielsweise Glycerol, Mannit, Sorbit, Ethylenglykol-Oligomere, Propylenglykol-Oligomere, Fructose, Glucose, Maltose und ähnliche.
Der Flüssigbestandteil kann wasserlösliche Phosphat- oder Carbonatsalze oder Gemische daraus umfassen.
Der Flüssigbestandteil hat bevorzugt eine intrinsische Viskosität die von 5 und 100000 mPa·s bei 21°C reicht.
Der Flüssigbestandteil bildet bei einer Temperatur zwischen 25 und 60°C bevorzugt ein homogenes wäßriges festes gelartiges Material.
Der Flüssigbestandteil kann umfassen Calciumphosphat-, Calciumsulfat-, Calciumcarbonat-, Calciumtitanat-, Calciumacetat-, Calciumglycerophosphat-, Calciumgluconat-, Calciumpropionat-Verbindungen, oder ähnliche oder ein Gemisch daraus.
Der feste Bestandteil kann mindestens ein Calciumphosphat umfassen, das ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus Ca(H₂PO₄)₂·H₂O, CaHPO₄·2H₂O, CaHPO₄, CaZn₃(PO₄)₂, CaZnPO₄, CaNaPO₄, Ca₂PO₄Cl, alpha-Ca₃(PO₄)₂, beta-Ca₃(PO₄)₂, Ca₃(PO₄)₂-H₂O, Ca₄(PO₄)₂0, Ca₈H₂(PO₄)₆·5H₂O, Ca₉(HPO₄)(PO₄)₅OH, Ca₁₀(PO₄)₆(OH)_2–2xO_x und Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ und Derivate davon.
Der Feststoffbestandteil kann Hydroxyapatit und Tricalciumphosphat umfassen.
Der Feststoffbestandteil kann Hydroxyapatit und alpha- oder beta-Tricalciumphosphat, oder jede Kombination daraus umfassen.
Der Feststoffbestandteil von 5 bis 95 Gew.% Hydroxyapatit und 90 bis 5 Gew.% alpha- oder beta-Tricalciumphosphat umfassen.
Der Feststoffbestandteil umfaßt bevorzugt 45 bis 65 Gew.% Hydroxyapatit und 35 bis 55 Gew.% alpha- oder beta-Tricalciumphosphat.
Der Feststoffbestandteil kann natürliche Mineralbestandteile umfassen, einschließlich Hartgewebe, Emaile oder Dentalapatit, Koralle oder Perlmutt.
Der Feststoffbestandteil kann zusätzlich eine Carbonat-Verbindung umfassen, die ausgewählt wird aus Na₂CO₃, CaCO₃, K₂CO₃, MgCO₃, ZnCO₃, Ca₉K(PO₄)₅(CO₃)₂, Ca_8,5Na_1,5(PO₄)_4,5(CO₃)_2,5, Ca₉(PO₄)_4,5(CO₃)_1,5 und ähnliche.
Der Feststoffbestandteil kann zusätzlich ein carboniertes Calciumphosphat umfassen.
Der Feststoffbestandteil zusätzlich eine Fluor-Verbindung umfassen, die ausgewählt ist aus NaF, Na₂Si₆F, KF, KSi₆F, CaF₂, MgF₂, ZnF₂, Natriumfluorphosphaten und ähnliche.
Der Feststoffbestandteil zusätzlich ein fluoriertes Calciumphosphat umfassen.
Der Feststoffbestandteil zusätzlich eine Strontium-Verbindung umfassen.
Der Feststoffbestandteil zusätzlich ein strontiumhaltiges Calciumphosphat umfassen.
29. Der Feststoffbestandteil umfaßt bevorzugt natürliche oder synthetische feste Bestandteile einschließlich Mineral- oder Keramikmaterialien, Bioglase, polymere oder biopolymere Materialien und ähnliche.
Der Feststoffbestandteil und dieser Flüssigbestandteil haben bevorzugt ein Feststoff/Flüssig-Gewichtsverhältnis zwischen 0,05 und 2,0 g/ml.
Der Feststoffbestandteil aus trockenen Inhaltsstoffen mit einer Größe die von 5 bis 1.000 μm reicht, bestehen.
Die Hybridzusammensetzung ist bevorzugt mindestens teilweise in situ über eine Zeit, wie beispielsweise über eine Dauer von 18 Monaten, resorbierbar.
Die Hybridzusammensetzung oder der Flüssigbestandteil oder Feststoffbestandteil können mit autologen Materialien gemischt werden, die ausgewählt werden aus der Gruppe bestehend aus kortikalen oder kortiko-spongiösen Knochen, Vollblut und Blutbestandteilen, Knochenmark, Zellen, die aus Geweben isoliert wurden, Stromazellen oder hämatopoietischen Zellen.
Die Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung kann außerdem osteoinduktive Mittel umfassen, die ausgewählt werden aus der Gruppe bestehend aus Wachstumsfaktoren, Hormonen, individuellen osteoinduktiven Proteinen und Gemischen osteoinduktiver Proteine.
Die erfindungsgemäße Zusammensetzung kann außerdem aus Knochen stammende Materialien einschließlich demineralisiertem Knochenmatrix (DBM) oder Pulver (DBP) umfassen.
Die erfindungsgemäße Zusammensetzung kann außerdem mindestens einen Wachstumsfaktor umfassen, der ausgewählt wird aus der Gruppe bestehend aus IGF, EGF, a-FGF, b-FGF, PDGF-A, PDGF-B und TGF-beta.
Die erfindungsgemäße Zusammensetzung kann außerdem mindestens ein Knochenmorphogeneseprotein (BMP), Sialoproteine, Osteonectin, Osteopontin, Osteocalcin, Calcitonin oder ein Gemisch daraus umfassen.
Die erfindungsgemäße Zusammensetzung kann außerdem antiresorptive, antibiotische, antivirale, Antitumor- und/oder immunsupprimierende Mittel umfassen.
Erfindungsgemäß wird eine Zusammensetzung zur Verfügung gestellt, die oben definiert wurde, zur Verwendung in einer gelierenden Zusammensetzung, um einen Defekt, eine Höhlung oder eine Grenzfläche eines Gewebes oder in einer Körperhöhlung zu korrigieren, und in situ in ein gelartiges Füllmaterial umgewandelt werden kann.
Die Zusammensetzung kann auch als gelartiges Material verwendet werden, um einen Defekt, eine Höhlung oder eine Kontaktfläche eines Gewebes oder eine Körperhöhle zu füllen.
Die Hybridzusammensetzung wird bevorzugt verabreicht und bildet sich in einem Defekt, einer Höhlung oder einer Grenzfläche von einem oder mehreren Knochen selbst.
Die Hybridzusammensetzung wird bevorzugt verabreicht und ist vollständig selbstbilden in einem Defekt, einer Höhlung oder einer Kontaktfläche eines kortikalen, eines kortiko-spongiösen Teils eines Knochens.
Die Hybridzusammensetzung kann verabreicht werden und in einem Defekt, einer Höhlung oder einem Kontaktbereich zwischen den Gewebsteilen oder Fragmenten eines gebrochenen Knochens vollständig selbstbildend sein.
Die Hybridzusammensetzung kann verabreicht werden und in einem Defekt, einer Höhlung oder einer Kontaktstelle im Metaphysen- oder Diaphysen-Bereich eines Körpers vollständig selbstbildend sein.
Die Hybridzusammensetzung kann verabreicht werden und sich in einem Defekt, einer Höhlung oder einer Kontaktstelle von hyalinen Knorpelgewebe vollständig selbst bilden.
Die Hybridzusammensetzung kann sich in einem Defekt, einer Höhlung oder einer Kontaktstelle eines fibrösen Knorpelgewebes vollständig selbst bilden.
Die Hybridzusammensetzung wird bevorzugt injiziert oder perkutan oder endoskopisch in einem Defekt, einer Höhlung oder einem Kontaktbereich eines Gewebes oder in eine Körperhöhle durch eine Kanüle, einen Katheter, einen Trokar oder eine Nadel extrudiert.
Die Hybridzusammensetzung kann im Verlaufe einer offenen chirurgischen Operation angewendet und geliert werden.
Die Hybridzusammensetzung kann im Verlaufe einer Reparatur-, Rekonstruktions- oder Ersatzbehandlung in der Dental-, plastischen, cranio-maxillofacialen- oder orthopädischen Chirurgie verabreicht werden.
Erfindungsgemäß wird eine sich in situ selbstbildende Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzung zur Verfügung gestellt, die umfaßt:

a) einen thermogelierenden Flüssigbestandteil, der mindestens 0,55 W/V an Chitosan umfaßt, 2,0% W/V Glycerophosphat; wobei der Flüssigbestandteil einen pH-Wert zwischen 6,5 und 7,4 hat; und
b) einen festen Bestandteil, der mindestens ein Apatit und/oder ein Tricalciumphosphat umfaßt,

Der Flüssigbestandteil kann zusätzlich 0 bis 10% W/V mindestens eines aus Glycerol-, Sorbitol-, Mannitol-, Ethylenglykol-Oligomeren oder -Polymeren und Propylenglykol-Oligomeren oder -Polymeren umfassen.
Der Flüssigbestandteil kann mit autologem Blut, Blutbestandteilen oder Knochenmark gemischt werden, wobei das autologe Blut, der Blutbestandteil oder das Knochenmark in einer Konzentration vorliegt, die von 0 bis 25% W/V reicht.
Der Feststoffbestandteil ist bevorzugt ein trockenes Gemisch aus mindestens Hydroxyapatit und beta-Tricalciumphosphat.
Der Feststoffbestandteil kann zusätzlich mindestens ein strontiumhaltiges Calciumphosphat umfassen.
Der Feststoffbestandteil kann zusätzlich 0 bis 25% W/V trockenen, zerbrochenen, autologen, spongiösen Knochen umfassen.
Der Feststoffbestandteil kann zusätzlich 0 bis 55% W/V trockenes demineralisiertes Knochenmaterial umfassen.
Erfindungsgemäß wird ein Verfahren zum Herstellen einer sich in situ selbstbildenden Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzung zur Verfügung gestellt, die zuvor beschrieben worden ist. Das Verfahren besteht aus dem Schritt des•

a) Herstellen eines ersten auf Wasser basierenden Flüssigunterbestandteils umfassend mindestens ein wasserlösliches kationisches Polymer, und bevorzugt mindestens 0,5% W/V Chitosan, wobei der erste Unterbestandteil bei unter 10°C stabil ist und aufbewahrt werden kann,
b) Herstellen eines zweiten auf Wasser basierenden flüssigen Unterbestandteils umfassend mindestens eine organische Monophosphat-Quelle, und gegebenenfalls eine wasserlösliche organische Monosulfonat-, Monosulfat- oder Monocarboxylat-Quelle,
c) Herstellen eines Feststoffbestandteils, umfassend mindestens einen aus Calcium-, Fluorid-, Strontium-, Carbonat- und Phosphatsalzen, wie beispielsweise Apatit und ein Tricalciumphosphat,
d) homogenes Mischen dieses zweiten Flüssigunterbestandteils mit dem Feststoffbestandteil in eine stabile auf Wasser basierende Dispersion, wobei die Dispersion bei Raumtemperatur oder darunter stabil ist und aufbewahrt werden kann, und
e) Mischen des ersten Flüssigbestandteils und der stabilen Dispersion zusammen, um eine nichthärtende thermogelierende Hybridzusammensetzung zu bilden,

Zum Zweck der vorliegenden Erfindung werden die folgenden Begriffe unten definiert.
In der vorliegenden Erfindung bedeutet der Begriff "endothermisch sensitive" Lösung eine Lösung, die sich mit ansteigender Temperatur in ein Gel-Material umwandelt, gemäß dieser Bedeutung kann endothermisch sensitiv leicht durch endothermisch gelierend ersetzt werden.
"Wasserlöslich" betrifft jede Chemikalie oder Verbindung, die sich leicht in einem auf Wasser basierenden (wäßrigen) Medium auflöst.
In der vorliegenden Erfindung umfaßt die Zusammensetzung eine Flüssigbestandteil und einen festen Bestandteil, so daß die Bestandteile gut miteinander vermischt werden, wobei der Flüssigbestandteil wie zuvor definiert endodermisch empfindlich ist.
Der Begriff "Mineral-Polymerzusammensetzung" betrifft hier eine biphasisches System, in dem ein Mineralbestandteil mit einem Polymerbestandteil assoziiert ist, egal ob diese Mineral- oder Polymerbezstandteile flüssig oder fest sind.
Der Begriff "Flüssigbestandteil" betrifft hier eine auf Wasser basierende Lösung, und insbesondere eine auf Wasser basierende Polymerlösung.
Der Begriff "Feststoffbestandteil" betrifft hier ein festes Material, wobei feste Materialien bevorzugt ein Pulver, Partikel, Mikrosphären oder granuläres Material sind. Für den Feststoffbestandteil wird auch der Begriff "Mineralbestandteil" verwendet.
Der Begriff "trockener Inhaltsstoff" betrifft trockenes festes Material, das bei der Herstellung des festen Bestandteils und der Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzung eingefügt wird. In den meisten Fällen sind es feste Partikel, die aus Mineralien oder organischem Material einem Gemisch daraus bestehen.
"Bioaktives Mittel" betrifft hier eine Substanz, die eine etablierte biologische Wirkung von Interesse für die Verwendung der Hybridzusammensetzung aufweist.
"Nicht-bioaktives Mittel" entspricht jeder Substanz, die ohne Betrachtung auf eine mögliche biologische Aktivität in der Hybridzusammensetzung verwendet wird.
"Selbstgelierend" betrifft hier die Sol-Gel-Transition, die mit dem Flüssigbestandteil assoziiert ist, was zur Bildung eines uniformen dreidimensionalen Hydratnetzwerks führt (hauptsächlich organisch). Die selbstgelierende Reaktion ist eine intrinsische Reaktion des Polymers und des Flüssigbestandteils. Hier schließt Gelieren das Härten aus.
"Gelartig" betrifft eine Substanz, die das Erscheinungsbild eines homogenen hochhydratierten Gels hat. Gelartige schließen Feststoffe in der Hinsicht aus, daß sie kaum oder gar keine hydratierten Festmaterialien (harte Feststoffe) sind.
In der vorliegenden Erfindung betrifft der Begriff "polykationisch" oder "kationisches Polymer" ein Polymer, natürlich (biologisch), künstlich oder synthetisch, das positiv geladene chemische Gruppen hat. Die bevorzugten Gruppen schließen Amine (freie Amine) ein. Typische Polykationen der Erfindung schließen nicht ausschließlich Polyamine wie beispielsweise Polylysin, Chitosan oder Polyethylenimid oder zwitterartige Polymere wie beispielsweise Collagene ein.
In der vorliegenden Erfindung betrifft die neue sich selbstbildende Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzung insbesondere eine injizierbare selbstbildende Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzung und Biomaterial in dem die Materialbildung in situ mit denen gelartiger Materialien verwandt ist; die Materialbildung betrifft eine Sol-Gel-Transition, die intrinsisch innerhalb des Flüssigbestandteils auftritt (selbstgelierend); die Zusammensetzungen oder Biomaterialien werden hier als "selbstgelierende Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzung oder Biomaterialen" oder "selbstgelierende Hybridzusammensetzung" oder "selbstgelierende Zusammensetzung" definiert. Diese Zusammensetzung kann jedoch vor dem Gelieren oder in einem gelierten Stadium verwendet werden.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 stellt den Blick durch ein Lichtmikroskop auf CaP-Partikel wie beispielsweise Durapatit (>125 mic) (1A), Durapatit (125–250 mic) (1B), TCP (1C), synthetisches HAP (100–300 mic) (1D), Corallen-HAP (300 mic) (1E) und DAP Mikrosphären die in die CGP-Systeme eingefügt werden können;
2 stellt die Viskosität von DAP-CGP-Hybridsystemen (Chitosan 2% G/V; GP 8,2% G/V) als Funktion der Scherrate (20°C) dar;
3 stellt die Viskosität von TCP-CGP-Hybridsystemen (Chitosan 2% G/V; GP 8,2% G/V) als Funktion der Scherrate (20°C) dar;
4 stellt die Sedimentierungstendenz von DAP-Partikeln in einer CGP-Lösung und Wasser dar in dem CGP 2,3% G/V Chitosan und die DAP Beladung 3 g war;
5 stellt die Sedimentierungstendenz von DAP-Partikeln in einer CGP-Lösung und Wasser dar in dem CGP 2,3% G/V Chitosan und die DAP Beladung 1 g war;
6 stellt das Thermogelieren des elastischen Modus mit der Temperatur (6A) und den Phasenwinkel mit der Temperatur (6B) zwischen zwei verschiedenen Flüssigbestandteilen dar, das Chitosan-Glycerophosphat-System, das um 40°C spontan geliert und das Hydroxypropylmethylcellulose (HPMC)-System, das um 60°C geliert, wobei Chitosan-Glycerophosphat-Systeme stärker gelieren als HPMC;
7 stellt die rheologischen Eigenschaften von DAP-CGP-Hybridsystemen (Chitosan 2% G/V; GP 8,2% G/V) dar, der elastische Modus (G') wird während des Gelierens angegeben (37°C);
8 stellt die rheologischen Eigenschaften von DAP-CGP-Hybridsystemen (Chitosan 2% G/V; GP 8,2% G/V) dar, der Viskositätsmodus (G'') wird während des Gelierens angegeben (37°C);
9 stellt die Entwicklung des G'-Modus der CGP-Systeme dar, die mit TCP beladen sind (Chitosan 2% G/V; GP 8,2 G/V) beim Gelieren bei 37°C;
10 stellt die Entwicklung des G'-Modus der HAP-Systeme dar, die mit TCP beladen sind (Chitosan 2% G/V; GP 8,2% G/V) beim Gelieren bei 37°C;
11 stellt die Entwicklung des G'-Modus der BCP-Systeme dar, die mit TCP beladen sind (Chitosan 2% G/V; GP 8,2% G/V) beim Gelieren bei 37°C;
12 stellt den Kompressionsmodus DAP-CGP Hybridsystemen dar, der aus Stress-Entspannungstests wie beispielsweise vergleichender Modus beim Höchstwert (maximal 25 Kompression, 1%/s Rate) (12A) und vergleichender Modus bei Gleichgewicht (12B);
13 stellt die Kompressionslast einer 10 ml Spritzen-Injizierbarkeit für eine Zusammensetzung aus Chitosan 1,5%, GP 8,0%, HAP 30% dar;
14 stellt das Gelieren mit ansteigender Temperatur der Hybridformulierung dar, nachdem sie durch Mischung einer Zusammensetzung enthaltend 5 g BCP in 5 ml H₂O/GP (14A) und 5 ml Chitosan 4% G/V (14B), wobei die endgültigen Konzentrationen 2,0% Chitosan, 9,0% GP und 50% G/V BCP waren, in zwei Spritzen hergestellt wurde;
15 stellt den Anblick von BCP-Granula durch ein Rasterelektronenmikroskop dar, die auf 100 bis 250 μm (15A) gesiebt wurden und die entsprechenden Hybridmaterialien mit einem flüssigen Chitosan-Glycerophosphat-Bestandteil (15B), wobei die Konzentrationen 2,0% Chitosan, 8,0% G/V GP waren;
16 stellt den makroskopischen Blick auf die thermogelierende Polymer-Mineralzusammensetzung dar (Chitosan-Glycerophosphat-BCP), die in einer Spritze fertig zur Verwendung ist, wobei die Zusammensetzung gut injizierbar ist, wenn sie im flüssigen (nicht-gelierten) Zustand ist, wobei die Zusammensetzung leicht geformt werden kann, und in jedem Empfänger geliert werden kann (Gelzustand in der Petrischale); und
17 stellt die Gelstabilität dar, die durch den Modus G' und G'' gegenüber der Frequenz dargestellt wird, was beweist, daß die Gelbildung eines Chitosan-Glycerphosphat-Systems, das mit Vollblut eines Kaninchens gemischt wird (Blutgehalt: 15% V/V) und das Gelieren rheologisch auf 37°C kontrolliert wird.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
In der Erfindung werden selbstbildende Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzungen als Füllträgermittel hergestellt, die hauptsächlich auf einer sich selbstbildenden neutralen wäßrigen Polymerzusammensetzung beruhen. Sie sind hauptsächlich thermogelierende Polymersysteme, die einen festen Mineralstoff (oder Keramik)-Bestandteil umfassen, und erst bei Körpertemperatur in Keramik/gelartige Materialien umgewandelt werden. Die Polymerzusammensetzungen können ideal angewendet werden, um Defekte, Höhlungen oder anatomische Strukturen wie auch die Kontaktzone zwischen Prothesen oder Implantaten zu füllen. Die Zusammensetzung trägt osteokonduktive Materialien, osteoinduktive Mittel, Medikamente, Therapeutika und/oder Heilungsbeschleuniger wie beispielsweise Wachstumsfaktoren, synthetische Moleküle oder Gewebsproteine.
Diese Zusammensetzung kann einen nicht zu vernachlässigenden Mineral- oder Keramikgehalt haben, der die Mineralisierung ermöglicht und die Bildung von Hartgewebsmineralien stimuliert, z.B. durch die Umwandlung in situ in Knochenapatit, aber es härtet in situ nicht selbst aus, und muß nicht als sich selbsteinfügendes Biomaterial angesehen werden. Die Hybridzusammensetzung wird in situ als indizierbare selbstgelierende flüssige Aufschlämmung oder eine extrudierbare hybridgelartige Paste verabreicht.
Herstellung des Flüssigbestandteils
In der Erfindung ist der Flüssigbestandteil eine endothermisch sensible Lösung, und umfaßt eine wäßrige Polymerlösung. In einer Ausführungsform, umfaßt der Flüssigbestandteil Wasser, eine organische und/oder anorganische Säure, mindestens ein wasserlösliches kationisches Polymer und mindestens eine wasserlösliche Phosphat-Quelle. In einer weiteren Ausführungsform umfaßt die Zusammensetzung Wasser, eine organische und/oder anorganische Säure, mindestens ein wasserlösliches kationisches Polymer, mindestens eine wasserlösliche Phosphat-Quelle und mindestens ein wasserlösliches Sulfonat- oder Carboxylatsalz. Das wasserlösliche kationische Polymer ist ein hydrophiles Polymer, das geladene kationische Gruppen hat und in einem wäßrigem Medium löslich ist. Dieses Polymer ist bevorzugt in wäßrigem Medium mit einem pH-Wert unter 6,5 löslich. Typische wasserlösliche kationische Polymere schließen Polysaccharide, z.B. Chitin- oder Citosan-Derivate ein, wie beispielsweise teilweise deacetylierte Chitine und Chitosane, nicht-substituierte teilweise deacetylierte Chitine und Chitosane, teilweise deacetylierte Chitine und Chitosane, die mit spezifischen Gruppen substituiert sind, typischerweise N-Alkylchitosane, N,O-Alkylchitosane, N,N-Dialkylchitosane, N-Halochitosane, Chitosane, die mit hydrophilen Gruppen substituiert sind etc. Wasserlösliche kationische Polymere umfassen auch solche, die mit Polypeptiden, Collagenen und synthetischen Polymeren zusammenhängen.
Der Flüssigbestandteil wird durch sein endothermische Sensitivität charakterisiert, was im allgemeinen bedeutet, daß er eine Sol-Gel-Transitionstemperatur (SGTT), einen Flüssigzustand (Sol-Zustand) bei einer Temperatur unter der des SGTT hat, und einen Gelzustand, in dem ein Gel im wesentlichen wasserunlöslich bei einer Temperatur höher als die SGTT ist.
In dem Flüssigbestandteil wird das Polymer unter Verwendung organischer und/oder anorganischer Säuren gelöst, einschließlich Maleinsäure, Propionsäure, Phosphorsäure, Milchsäure, Salzsäure, Ascorbinsäure, Ameisensäure, Essigsäure und ähnliche. Polysäuren wie beispielsweise Polyacrylsäure werden in der vorliegenden Erfindung nicht verwendet. Das Polymer wird in einem wäßrigen sauren Medium mit einem pH-Wert der zwischen 1,0 und 5,0, bevorzugt zwischen 1,0 und 4,0 liegt, gelöst. Das Polymer ist ein wasserlösliches kationisches Polymer, typischerweise ein wasserlösliches hydrophiles Polysaccharid, das Amino-Gruppen trägt, einschließlich Chitin, teilweise deacetylierte Chitine und Chitosan oder aminierte Polysaccharide mit den beschriebenen Eigenschaften. Der Gehalt im Polymer reicht von 0,1% bis 10% G/V, bevorzugt zwischen 0,5 und 5% G/V und mehr bevorzugt zwischen 0,5 und 3,0% G/V. Das Polymer kann optional mit einem weiteren Polymer kombiniert werden, das ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Polysacchariden, Polypeptiden, celluloseartigen und synthetischen Polymeren, einschließlich modifizierten Chitin, modifizierten Chitosanen, Collagen, Methylcellulose, Hydroxyethylcellulose, Hydroxypropylcellulose, Hydroxyethylcellulse, Hydroxymethylpropylcellulose, Poly(ethylenoxid), Poly(propylenoxid), Poly(vinylalkohol) und ähnliche oder Gemische daraus. Der Gehalt in dem zweiten Polymer variiert zwischen 0,01% und 5,0% G/V, bevorzugt zwischen 0,01% und 2,5% G/V und mehr bevorzugt zwischen 0,01 und 1,0% G/V. Ein typisches Beispiel des zweiten Polymers ist N,O-Carboxymethylchitosan oder NO-Glykolchitosan, Poly(ethylenoxid), Poly(ethylenoxid-Co-Propylenoxid-Co-Ethylenoxid), oder Methyl Cellulose. In einer weiteren Ausführungsform ist das bevorzugt andere Polymer Collagen, das in einer Konzentration zwischen 0,5 bis 10% G/V gelöst ist.
Die wasserlösliche Phosphat-Quelle des Flüssigbestandteils wird als ein organisches Monophosphatbasensalz definiert. Es hat einen moderaten basischen Charakter und einen pKa (der als Säurekonstante bezeichnet wird) zwischen 6,0 und 7,4. Diese Phosphat-Quelle ist bevorzugt einer (Di)natrium, (Di)kalium, Magnesium oder Mangan oder (Di)eisensalz, und mehr bevorzugt ein Dinatrium-, Dikalium- oder Magnesiumsalz oder ein Gemisch daraus. Die Konzentration der Phosphat- Quelle des Flüssigbestandteils liegt zwischen 0,1 und 20% G/V und idealerweise zwischen 1,0 und 10% G/V. Diese Phosphat-Quelle wird bevorzugt ausgewählt aus der Gruppe, umfassend Na₂PO₄C₃H₅(OH)₂, Fe₂PO₄C₃H₅(OH)₂, K₂PO₄C₃H₅(OH₂), MgPO₄C₃H₅(OH)₂, MnPO₄C₃H₅(OH)₂, Ca₂PO₄C₃H₅(OH)₂, Na₂PO₇C₃H₇, Na₂PO₇C₄H₇, K₂PO₇C₄H₇, NaPO₇C₄H₈, K₂PO₇C₄H₈, Na₂PO₈C₅H₉, K₂PO₈C₅H₉, NaPO₈C₅H₁₀, KPO₈C₅H₁₀, Na₂PO₉C₆H₁₁, NaPO₉C₆H₁₂, K₂PO₉C₆H₁₁, KPO₉C₆H₁₂, Na₂PO₈C₆H₁₃, K₂PO₈C₆H₁₃, NaPO₈C₆H₁₄, KPO₈C₆H₁₄, Na₂PO₉C₆H₁₂, K₂PO₉C₆H₁₂, NaPO₉C₆H₁₃, KPO₉C₆H₁₃, Na₂PO₈C₁₀H₁₁, K₂PO₈C₁₀H₁₁, NaPO₈C₁₀H₁₂ und KPO₈C₁₂H₁₂ und ähnliche, Derivate oder ein Gemisch daraus. Idealerweise ist die Phosphat-Quelle alpha- oder beta-Glcerophosphat (Glycerol-2-phosphat, Glycerol-2-phophatat), Glucose-1-phosphat, Glucose-6-phosphat, Fructose-1-phosphat oder Fructose-6-phosphatdinatrium oder -dikalium, Magnesium oder ein Gemisch daraus.
Der Flüssigbestandteil kann optional mindestens eine Sulfonat-Quelle umfassen, in einem Anteil von 0,1 bis 10 G/V, ausgewählt aus N-[Carbamoylmethyl]-2-aminoethansulfonat (ACES), N,N-Bis[2-hydroxyethyl)-2-aminoethansulfonat (BES), 3-[N,N-Bis(2-hydroxyethyl)amino]-2-hydroxypropansulfonat (DIPSO), N-[2-Hydroxyethyl]piperazin-N'-3-propansulfonat (EPPS), N-[2-Hydroxyethyl]piperazin-N'-3-propansulfonat (HEPES), 2-[N-Morpholino]ethansulfonat (MES), 4-[N-Morpholino]butansulfonat (MOBS), Piperazin-N,N'-bis[2-ethansulfonat] (PIPES), Piperazin-N,N'-bis[2-hydroxypropansulfonat] (POPSO), N-Tris[hydroxymethyl]methyl-2-minoethansulfonat (TES) und ähnliche oder Gemische daraus.
Der Flüssigbestandteil kann optional weitere Moleküle wie beispielsweise wasserlösliche Moleküle mit einer Säure und mindestens zwei Amino-Gruppen oder mehreren Amino-Gruppen als Säuregruppen, oder mindestens eine Amino-Gruppe mehrere Alkohol-Gruppen umfassen, wobei diese Moleküle einen moderat basischen Charakter haben und eine pKa zwischen 6,0 und 7,4.
Dieses Molekül ist im allgemeinen ausgewählt aus Aminosäure-Resten oder Sequenzen, einschließlich Histidin (HIS)- oder Lysin (LYS)-Resten oder Sequenzen und/oder aus einer Gruppe umfassend Bis[2-hydroxyethyl]iminotris[hydroxymethyl]methan (BIS-TRIS), Tris[hydroxymethyl]aminomethan (TRIZMA) und ähnliche, und jedes Gemisch daraus.
Der endgültige auf Chitosan basierende Flüssigbestandteil hat einen pH über den pKa über Chitosan (6,3–6,4) im allgemeinen zwischen 6,5 und 7,4 und einen reduzierten Säuregehalt. Typischerweise enthalten Chitosan-Glycerophosphat-Lösungen bei einen pH-Wert von 7,0, die aus Chitosan, Salzsäure und Dinatriumglycerophosphat hergestellt wurden, hauptsächlich Wasser, Chitosan-Glycerophosphat und NaCl.
Alle vorgeschlagenen Flüssigbestandteile haben einen pH-Wert der von 6,5 bis 7,4 reicht und eine intrinsische Viskosität, die von 5 bis 100000 mPa·s bei 21°C reicht. Alle Flüssigbestandteile haben, da sie endothermisch sensitiv sind, eine Sol-Gel-Transitionstemperatur und bilden bei einer Temperatur zwischen 15°C und 60°C, bevorzugt zwischen 25 und 45°C und mehr bevorzugt bei 35 bis 40°C homogene feste wäßrige Gele.
Der Flüssigbestandteil kann auch eine bestimmte Menge wasserlöslicher Salze wie beispielsweise Phosphatsalze oder Carbonatsalze oder ein Gemisch daraus umfassen. Typische Salze sind Natriumphosphat oder Carbonatsalze. Diese Phosphat- oder Carbonatsalz-Konzentration reicht im allgemeinen von 0 bis 0,1 mol/l, im allgemeinen unter 0,05 mol/l.
Andere organische Bestandteile, die nicht bioaktiv sind, können zu dem Flüssigbestandteil zugemischt werden, um spezifische chemische oder physikalische Eigenschaften zu verleihen. Repräsentative Verbindungen schließen Polyole, Zuckerpolyole, Saccharidpolyole und Glykole, einschließlich Glucose, Fructose, Maltose, Saccharose, Glycerol, Mannitol, Sorbitol, Ethylenglykol-Oligomere, Propylenglykol-Oligomere und ähnliche ein.
Inkorporierung der bioaktiven Mittel in den Flüssigbestandteil
Andere Inhaltsstoffe können in den Flüssigbestandteil inkorporiert werden, um Hartgeweben spezifische biologische Wirkungen zu verleihen, entweder zum Behandeln von Defiziten oder Erkrankung, zum Induzieren oder Beschleunigen der Hartgewebsbildung und zur Reparatur und ähnlichem. Sie sind Pharmazeutika, Chemikalien oder biologisch wirksame Mittel oder Gemische aus Mitteln, die teilweise oder vollständig in dem Flüssigbestandteil gelöst werden können, oder wasserunlösliche artifizielle Materialien oder lebende biologische Substanzen sind, die in dem Flüssigbestandteil dispergiert werden können. Diese Mittel vermitteln dem Flüssigbestandteil nicht die endothermische Sensitivität.
In einer Ausführungsform sind die Mittel induzierende, schützende oder therapeutische Mittel, die wasserlöslich oder teilweise wasserlöslich sind und osteoinduktive Mittel wie beispielsweise Wachstumsfaktoren, Wachstumshormone, osteoinduktive Proteine und Gemische aus osteoinduktiven Proteinen, Genen und Pharmazeutika oder Medikamenten sind. Cytokine und Wachstumsfaktoren (GF) können typischerweise aus epidermalen GF, saurem Fibroblasten GF, basischem Fibroblasten GF, Platelet-Derived GF AA, Platelet-Derived GF BB, Platelet-Derived GF AG und Tumor GF-beta sein. Osteoinduktive Mittel können auch demineralisierte Knochenmatrix, Osteprotein, Osteocalcin, Sialoprotein, Calcitonin oder Gemische daraus sein oder aus Hartgewebe (Knochen) stammende organische Präparate, bevorzugt nicht-immunologische organische Präparate.
Außerdem kann eine Suspension aus lebenden Zellen verwendet werden, um den Flüssigbestandteil herzustellen. Lebende Zellen können auch auf dem festen Bestandteil adhärieren und kultiviert werden, wie beispielsweise auf Calcium-, Fluorid-, Strontium-, Carbonat- und Phosphatsalzen in graunlärer Form. Sie können auch auf anderen festen Materialien adhäriert und kultiviert werden, die zu dem Flüssigbestandteil hinzugegeben werden (bsp.: Bioglas). Sie können auch aus der Körperflüssigkeit kommen oder einen Bestandteil wie beispielsweise Blut, Knochenmark. Lebende Zellen können aus den Zellen ausgewählt werden, die Gewebe bilden oder Vorläufer der Gewebszellen sind.
Biologische Zellquellen mit Bioaktivität können von allogenen oder bevorzugt autogenen Gewebe oder Flüssigkeit stammen, wie beispielsweise kortikale oder kortiko-spongiöse Knochen, Vollblut und Blutbestandteile, Knochenmark, Zellen, die aus Geweben isoliert sind, Stromazellen oder hämapoetische Zellen und ähnliche.
Optional können Moleküle, die phosphorylierte Aminosäuren oder Sequenzen von Kohlenhydraten mit phosphorylierten Aminosäuren in dem Flüssigbestandteil inkorporiert sein.
Bioaktive Mittel können in flüssigem oder nicht-flüssigem Zustand eingeschlossen werden. Sie können mit anderen chemischen Molekülen in einem Feststoff komplexiert werden, der im Flüssigbestandteil inkorporiert ist. Sie können zu dem Flüssigbestandteil als nicht-löslicher oder kaum löslicher Inhaltsstoff hinzugegeben werden.
Repräsentative biologische Additive des Flüssigbestandteils sind die Vollblut- oder Blutbestandteile des Patienten (autolog, löslich oder nicht-löslich), das Knochenmark des Patienten (autolog, löslich oder nicht-löslich), die zerstoßenen spongiösen Knochen des Patienten (autolog, nicht-löslich) und Antibiotika (Gentamycin, Vancomycin, Tobramycin, etc.).
Herstellen des festen Bestandteils
Der feste Bestandteil umfaßt mindestens eines aus Calcium-, Fluorid-, Strontium-, Carbonat- und Phosphatsalzen, die nicht leicht löslich sind (kaum oder noch besser unlöslich) in wäßrigem Medium.
In der Erfindung ist der Feststoffbestandteil im allgemeinen trockene Mineralpulver oder Partikel oder jede Gemische aus trockenen Mineralpulvern oder Gemischen, auch als "trockene Inhaltsstoffe" bezeichnet. Er hat eine Calcium-Zusammensetzung und bevorzugt eine Calciumphosphat-Zusammensetzung mit einer guten Stabilität in wäßriger Umgebung bei pH 6,5–7,4.
Die Größe der Partikel ist nicht besonders bedeutend in der Erfindung, obwohl es bevorzugte Größenbereiche gibt, um einen optimalen Partikeloberflächenbereich, eine Oberflächenreaktivität, biologische Reaktion, Auflösungsrate etc. zu haben. Die Partikelgröße, die hier als durchschnittliche Partikelgröße definiert ist, kann von 0,1 μm bis 1000 μm, bevorzugt unter 500–600 μm und mehr bevorzugt von 100 bis 300 μm reichen. Trockene Inhaltsstoffe werden durch physikomechanische Mahl-/Mischtechniken und -Instrumente zerkleinert und zusammengegeben. Das kann durch einen einzelnen Mahl-/Misch- und Siebschritt erreicht werden oder durch eine Reihe an Mahl-/Misch- und Siebschritten. Das physikomechanische Mischen ist nicht kritisch, kann mit zahlreichen Techniken und Instrumenten betrieben werden, muß aber ein feines Zerkleinern und Mischen der trockenen Inhaltsstoffe ermöglichen.
Physikomechanische Mahl-/Mischtechniken schließen Mörser- oder Planetenwalzen-Mischen und ähnliche ein. Eine Auswahl des trockenen Pulvergemischs kann nach dem trockenen Mahlen/Mischen z.B. durch Sieben in einer geeigneten Inhaltsstoffgröße betrieben werden. Schüttel (Rotations)-Mischen und Kugellager-Mischen wurden in der vorliegenden Erfindung bevorzugt verwendet. Es ist wichtig, daß das Mahlen/Mischen des trockenen Inhaltsstoffs erreicht wird ohne die Reaktivität des Inhaltsstoffes chemisch zu verändern und ohne eine Kontaminierung erreicht wird. Das Mischen muß bis zum Auftreten eines gleichförmigen trockenen Gemisches durchgeführt werden. Um wasserfreie Bedingungen zu sichern, kann das Mischen der trockenen Inhaltsstoffe unter strikt wasserfreien Bedingungen (Gas, Umweltkontrolle), oder in wasserfreien nicht-wäßrigen Flüssigkeiten, z.B. Lösungsmittel wie beispielsweise Hexan oder absoluten Alkoholen durchgeführt werden, wobei alle Spuren an Wasser vorübergehend aus dieser Flüssigkeit eliminiert sind. Gleichermaßen wird das trockene Gemisch ebenfalls bevorzugt unter strikt wasserfreien Bedingungen aufbewahrt, um jede Kontaminierung oder Kreuzreaktion mit Wasser zu verhindern. Feste Additive, die organisch oder anorganisch sind, können mit dem trockenen Inhaltsstoff im trockenen Mahlschritt gemischt werden. Das Einschließen bioaktiver Mittel in dem Feststoffbestandteil kann während des trockenen Mischens oder später während eines zweiten Mischschrittes durchgeführt werden.
Die Sterilisierung des trockenen Inhaltsstoffs kann durch geläufige industrielle Sterilisierungstechniken wie beispielsweise Röntgenbestrahlung in Dosen von 2,0 bis 3,5 Mrad erreicht werden. Andere Sterilisierungstechniken und Bedingungen können ebenfalls durchgeführt werden, wie beispielsweise eine hohe Temperatur (>175°C) oder eine Dampfsterilisierung.
Selbstbildende Hybridzusammensetzungen/Biomaterialien:
Herstellung
In der vorliegenden Erfindung werden selbstbildende Hybridzusammensetzungen zuerst durch das gute Vermischen des Flüssigbestandteils und des Feststoffbestandteils hergestellt. Das Mischen kann manuell durch Kneten, oder physikomechanisch unter Verwendung von Homogenisatoren, Mischern oder Mühlen oder ähnlichem durchgeführt werden. Alternativ dazu können zwei Spritzen mit oder ohne Mischschritte verwendet werden, um Flüssigkeit und feste Bestandteile der Zusammensetzung zu mischen. Es gibt keinen speziellen Vorzug der für die Mischinstrumente, aber die Zusammensetzung muß homogen sein, mit so wenig Agglomeraten wie möglich, so daß sie eine Dispersion der feinen Mineralpartikel des Feststoffbestandteils in der Flüssigkomponente ist.
Die Flüssigkomponente ist eine, die aus den oben beschriebenen ausgewählt wird. Eine bevorzugte basische Flüssigkomponente umfaßt Wasser, Säure, Chitosan und eine lösliche Quelle eines organischen Monophosphatsalzes. Säure wird im allgemeinen ausgewählt aus Salzsäure, Phosphorsäure, Essigsäure, Milchsäure und ähnlichen. Das saure wäßrige Ausgangsmedium ist im allgemeinen eine 0,05 bis 1N Säure/Wasserlösung, und bevorzugt eine 0,05 bis 0,5N Lösung. Citosan wird im allgemeinen ausgewählt aus teilweise N-deacetylierten Poly(glucosamin) mit einem Deacetylierungsgrad zwischen 60 und 100%, bevorzugt zwischen 30 und 99% und mehr bevorzugt zwischen 84 und 98%. Chitosan ist in dem Flüssigbestandteil in einer Konzentration vorhanden, die von 0,1% bis 10% G/V reicht, bevorzugt zwischen 0,5 bis 5,0% G/V und mehr bevorzugt zwischen 0,5 und 3,0% G/V. Die Phosphat-Quelle ist im allgemeinen ein organisches dibasisches Monophosphatsalz, wie beispielsweise Glycerol-2-phosphat und/oder Glycerol-3-phosphatnatrium- oder -magnesiumsalze in einer Konzentration zwischen 0,1% und 20% G/V, und idealerweise zwischen 1,0 und 10% G/V. Der pH-Wert dieser Flüssigkomponente variiert zwischen 6,5 und 7,4 und bevorzugt zwischen 6,8 und 7,2. Die Viskosität dieses Flüssigbestandteils reicht von 5 mPa·s bis 100000 mPa·s und bevorzugt zwischen 10 mPa·s und 1000 mPa·s.
Wie zuvor beschrieben, können zusätzliche Reagenzien ein organisches Monosulfonatsalz und/oder eine zweites hydrophiles Polymer und/oder ein organisches Mittel und/oder ein bioaktives Mittel sein. Der Flüssigbestandteil wird bevorzugt bei kühlen Temperaturen aufbewahrt, idealerweise zwischen 0 und 4°C. Wasserlösliche Salze wie beispielsweise Carbonat- oder Phosphatsalze, oder ein Gemisch daraus, kann zu dem Flüssigbestandteil in Konzentrationen unter 0,1 mol/l zugegeben werden.
Der feste Bestandteil ist ein fester Mineralinhaltsstoff oder ein Gemisch aus festen Mineralinhaltsstoffen, das mindestens einen aus Calcium-, Fluor-, Strontium-, Carbonat- und Phosphatsalzen und bevorzugt mindestens ein Calciumphosphat enthält. Das Calciumphosphat kann bestehen aus Ca(H₂PO₄)₂·H₂O (MCPM), CaHPO₄·2H₂O (DCPD), CaHPO₄ (DCPA), CaZn₃(PO₄)₂, CaZnPO₄, CaNaPO₄, Ca₂PO₄Cl, alpha-Ca₃(PO₄)₂ (alpha-TCP), beta-Ca₃(PO₄)₂ (beta-TCP), Ca₃(PO₄)₂·H₂O (ACP), Ca₄(PO₄)₂O (TTCP), Ca₈H₂(PO₄)₆·5H₂O (OCP), Ca₉(HPO₄)(PO₄)₅OH (CDA), Ca₁₀(PO₄)₆(OH)_2–2xO_x (SHA), Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ (PHA), und ähnlichen und Derivaten davon. Der Pulverbestandteil ist ein Calciumphosphat wie beispielsweise ein Hydroxyapatit [Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂], oder eine Apatit-Derivat (calciumfreies Apatit, carboniertes Apatit und ähnliche) oder ein Tricalciumphosphat [alpha-Ca₃(PO₄)₂ oder beta-Ca₃(PO₄)₂] oder ein Octacalciumphosphat [Ca₈H₂(PO₄)₆·5H₂O] oder ein amorphes Calciumphosphat [Ca₃(PO₄)₂·H₂O] und ähnliche oder Gemische daraus. Jede der carbonierten und fluorierten und strontiumhaltigen Calciumphosphate, die zuvor beschrieben wurden und ähnliche oder Gemische daraus können ebenfalls verwendet werden, einschließlich carbonierte fluorinierter und strontiumhaltiger, carbonierter strontiumhaltiger, fluorierter strontiumhaltiger, und carbonierter fluorierter Calciumphosphate. Jede amorphe Form der zuvor beschriebenen Calciumphosphate und ähnliche und Gemische daraus kann ebenfalls eingeschlossen sein.
Andere Minerale oder anorganische feste Bestandteile können aus Nicht-Phosphatcalciumsalzen wie beispielsweise typischen Calciumsulfaten, Calciumtitanaten, Calciumcarbonaten, Calciumacetat, Calciumglycerophosphat, Calciumgluconat und ähnlichen ausgewählt sein.
Andere Mineralien können zu der Calcium-Verbindung des Feststoffbestandteils hinzugegeben werden. Solche anderen Mineralien können Sein Calcium-, Strontium-, Barium-, Magnesium-Verbindungen und ähnliche, oder Titanat-, Sulfat-, Kieselerde-Verbindungen und ähnliche, oder fluorierte, carbonierte, strontiumhaltige Verbindungen und ähnliche oder Gemische daraus. Beispiele solcher festen Bestandteilzusammensetzungen können ein Calciumphosphat mit einer Natriummonofluorphosphat-Zugabe oder ein Apatit mit einer bestimmten Menge eines fluorierten oder strontiumhaltigen Apatits sein.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist der Feststoffbestandteil bevorzugt 100% HAP [Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂] oder 100% TCP [Ca₃(PO₄)₂] oder 100% OCT [Ca₈H₂(PO₄)₆·5H₂O] oder ein trockenes Gemisch aus HAP, TCP und/oder OCP. Eine typische trockene Mischung des Pulverbestandteils ist eine HAP/TCP-Pulvermischung (von 10:90 bis 90 10). Bevorzugt enthält HAP/TCP die beta-Phase von TCP, aber die alpha-Phase kann ähnlich verwendet werden.
Die Größe der mineralischen Feststoffe variiert zwischen 0,1 und 1000 μm, im allgemeinen zwischen 20 und 300 μm und wird bevorzugt ausgewählt aus 100 bis 300 μm. Für Calciumphosphate, variiert das Calcium- zu Phosphatverhältnis des Feststoffbestandteils von 1,0 bis 2,0 und im allgemeineren von 1,3 bis 1,7, und mehr bevorzugt von 1,5 bis 1,7. Der Feststoff ist ein Pulver, ein Partikel, Granula jeder Form, oder Mikrosphären oder ähnliche.
Der Feststoffbestandteil und der Flüssigbestandteil werden gut miteinander vermischt mit einem Flüssig/Feststoff (US)-Gewichtsverhältnis zwischen 0,05 g/ml und 2,0 g/ml und bevorzugt zwischen 0,1 g/ml und 1,2 g/ml und mehr bevorzugt zwischen 0,1 g/ml und 0,9 g/ml. Die erhaltene nicht-gelierte Aufschlämmung ist injizierbar und hat eine Viskosität, die von 5 bis 1000 000 mPa·s reicht, und bevorzugt von 5 bis 200000 mPa·s. Die Hybridzusammensetzung kann teilweise geliert sein und injizierbar bleiben. Vollständige thermische Gelierung einer solchen Mineral-Polymerzusammensetzung schließt in keiner Weise die Injizierbarkeit und Extrudierbarkeit aus.
Der Flüssigbestandteil ist endothermisch sensitiv, und die erhaltene Aufschlämmung ist gleichermaßen endothermisch sensitiv. Dies wird durch das Überwachen der rheologischen und viskoelastischen Parameter der Aufschlämmung gezeigt, und noch typischer durch das Überwachen der viskosen und elastischen Modi, und tan δ, des Flüssigbestandteils und der erhaltenen Aufschlämmung. Selbstbildende Hybridzusammensetzungen sind hauptsächlich selbstgelierende Systeme ohne selbsthärtende Eigenschaften. Die Hybridzusammensetzungen bilden bei 37°C und 100% Feuchtigkeit ein Hybridmaterial, das wie ein konsistentes gelartiges Material aussieht. Die Kompressionsstärke der erhaltenen gelartigen Materialien ist niedrig, typischerweise unter 1,0 MPa. Dieses Hybridgel-artige Material kann in situ remodelliert werden und ist so resorbierbar wie seine konstitutiven Inhaltsstoffe.
Die erhaltene thermogelierende Aufschlämmung kann der Körperstelle verabreicht werden:

a) in einem nicht-gelierten Zustand, als eine Flüssigkeit, und sie wird in situ gelieren.
b) in einem teilweise gelierten Zustand, und sie wird ihre Gelierung in situ beenden.
c) in einem gelierten Zustand, wobei sie in vitro geliert wird, und an die Stelle im Körper verabreicht wird.

Verabreichungsmodus – Anwendung
Die Verabreichung der Zusammensetzungen in Hartgewebsdefekte, Höhlungen oder jede anatomische Struktur, wird perkutan durch Injektion durch einen Katheter, eine Kanüle, einen Trokar oder eine Nadel einer Gauge, die von 7 bis 27 reicht, bevorzugt von 14 bis 22 und idealerweise von 16 bis 22, und unter Verwendung einer Spritze oder jedem Druckinjektionsgerät, oder durch die Verwendung einer endoskopischen Technik und eines Instruments oder während des Verlaufs einer offenen chirurgischen Operation.
Die Zusammensetzungen können für medizinische und dentale Indikationen bei Menschen oder in Veterinärverfahren nützlich sein. Sie können in zahlreichen bekannten Verfahren verwendet werden, wie beispielsweise:

a) um die Regeneration von Knochen, der aufgrund lokaler oder systemischer Erkrankungen, Störungen oder Defizite verlorengegangen ist, zu fördern und unterstützen (periodontale Erkrankungen, Abszeß, Tumorresektion, Osteoporose), um Knochendefekte oder Höhlungen zu füllen;
b) um Knochen zu ersetzten, der chirurgisch entfernt wurde oder während einer Verletzung verloren wurde;
c) um die Bildung von Knochen in Nicht-Knochenstellen zu fördern und zu begünstigen, oder in der Nähe von Knochen (Bandscheiben);
d) um Alveolarkämme zu erhöhen, um Extraktionsfassungen zu füllen, um die Osteointegration dentaler Vorrichtungen zu begünstigen;
e) um die Retention und Stärke anderer orthopädischer Vorrichtungen in situ zu sichern (Nagel, Prothese, Fixierung);
f) um die perkutane Zuführung therapeutischer Mittel an Gewebe zu sichern (Verabreichung von Medikamenten);
g) um die Verankerung und die Kontaktstelle zwischen Knochen und artikulärer Sehne zu begünstigen, und
h) um die Rekonstruktion, Reparatur und Funktionserholung von Skelettmuskelgeweben wie beispielsweise Knochen, Sehnen und Fibro-Knorpelgeweben zu reparieren.

Allgemeiner gesagt, können die Zusammensetzungen für alle Reparatur-, Regenerations-, Füll-, Ersatzverfahren nützlich sein, die mit harten Geweben assoziiert sind, wie auch zum Verabreichen von Medikamenten oder bioaktiven Mitteln an harte Gewebe.
Sie kann auch an Weichgewebe wie beispielsweise Sehnen und Fibro-Knorpelgeweben verabreicht werden. Die Zusammensetzung kann mit dem Blut oder Knochenmark oder zerstoßenem spongiosem Knochen vor der Injektion an die Stelle gemischt werden. Diese Zugabe steigert das osteogene Potential der Zusammensetzung und des Biomaterials.
Die Zusammensetzung kann zum Füllen und Reparieren innerer Knochenhöhlungen, für die lokale Behandlung von osteoporotischen Knochen, bei demineralisierten Knochen und Knochendemineralisierungsstörungen, für Knochendefekte oder Höhlungen, beispielsweise im Fall periodontalen Defekten mit Knochenverlust, für die Steigerung des alveolaren Ridges oder chirurgisch durchgeführter Hartgewebsdefekt nach der Resektion krankhafter Hartgewebsteile, für Knochenfrakturen zum Liefern von Mitteln, die die Abfolge der Heilung der Fraktur beschleunigen, wie auch für die Knochenfusion, wie beispielsweise für die Wirbelsäulenknochenfusion injiziert werden.
Typische Anwendungen der selbstbildenden Mineral-Polymer-Hybridzusammensetzung bestehen aus einzelnen Knochenläsionen, wie solche die bei der Osteomyelitis, Rundzell (Round-Cell)-Läsionen, fibröse Displasie, Knochenzysten, chondromyxioide Fibrome, Osteosarkom, nicht-ossifizierendes Sarkom, Endochondrom, Chondroblastom, Gelenkrevisionsosteolyse oder ähnliche beobachtet werden.
In einer weiteren Anwendung wird die Mineral-Polymerzusammensetzung auf die Kontaktstelle mit einer Prothese oder einem Implantat (orthopädisch) wie beispielsweise einer Gelenkprothese (Hüfte, Knie) oder einer Schraube (pedikular) angewendet. Sie kann für Gelenksrevisionen verwendet werden.
Eine weitere Anwendung ist die Behandlung von Metaphysen- und Diaphysen-Frakturen in Assoziierung mit einem Fixierungsmittel. Diese Mineral-Polymerzusammensetzung kann mit osteoinduktiven Substanzen wie beispielsweise autologem Blut oder Knochenmark, Wachstumsfaktoren etc. assoziiert werden, um die Phasenabfolge der Fraktur/Knochenheilung zu beschleunigen.
Die vorliegende Erfindung wird leichter unter Referenz auf die folgenden Beispiele verstanden, die angegeben werden um die Erfindung darzustellen statt ihren Bereich zu begrenzen.
Beispiel I
Herstellung eines Flüssigbestandteils
Der Flüssigbestandteil der Knochenzusammensetzung ist eine endothermisch selbstbildende wäßrige Lösung umfassend ein hydrophiles kationisches Polymer und eine wasserlösliche organische Monophosphat-Quelle. Ein repräsentativer Flüssigbestandteil ist eine wäßrige Chitosan/Glycerophosphat [Chitosan GP]-Lösung. Eine saure wäßrige Chitosan-Lösung (2,0% G/V) wurde mit zuvor auf 83–97% deacetyliertem Chitosan hergestellt, filtriert und dialysiert und wurde aus einer 0,097 M (0,10 M) HCl-Lösung hergestellt. Die wäßrige Chitosan/Glycerophosphat-Lösung wurde aus 2% (G/V) Chitosan in einer wäßrigen HCl-Lösung und einer 54% (G/V) Dinatriumglycerophosphat in destillierter Wasser-Lösung hergestellt. Die Endkonzentration (G/V) in den selbstgelierenden Chitosan/Glycerophosphat-Systemen waren ungefähr 1,6–2,0% (Chitosan) und 6,75–8,2 (Glycerolphosphat) (siehe Tabelle 1).
Tabelle 1 Pufferungs/thermogelierende Mittel für die Flüssigbestandteile mit 1,0–2,0 Gew.-% Chitosan
Glycerophosphat (GP)-Salze wirken hier als Pufferungs/Thermogelierungsmittel für die Chitosan-Lösung. Andere Pufferungs/Thermogelierungsphosphat-Quellen können verwendet werden, typischerweise organische monobasische Phosphatsalze wie beispielsweise Glucosephosphat oder Fructosephosphatsalze. Andere Pufferungsmittel können auch mit Glycerophosphatsalzen assoziiert werden, um die Pufferungs/Thermogelierungswirkung zu steigern, wie beispielsweise Aminosäuren oder organische Sulfonatsalze. Tabelle 1 faßt die potenteste Zusammensetzung von Flüssigbestandteilen zusammen. Histidin wurde typischerweise mit GP in der Chitosan-Lösung gemischt (Bsp.: 1,5% W/V Chitosan, 4,0% G/V GP + 4,0% G/V Histidin). BIS-TRIS kann alleine als Pufferungs/Thermogelierungsmittel verwendet werden (Bsp.: 1,5% G/V Chitosan + 2,0% G/V BIS-TRIS). HEPES-, TES- oder MES-Sulfonatmittel kann alleine als Pufferungs/Thermogelierungsmittel verwendet werden (Bsp.: 1,5% G/V HEPES, TES oder MES).
a) Zugabe eines zweiten wasserlöslichen Polymers in die Flüssigkomponente
Ein zweites wasserlösliches Polymer kann in der wäßrigen Chitosan-GP-Lösung gelöst werden. Tabelle 2 gibt die Zusammensetzung des Flüssigbestandteils an, der aus Chitosan-GP plus einem wasserlöslichen Polymer besteht. Glycerophosphat kann vor der Lösung des zweiten Polymers hinzugegeben werden oder nach der Lösung des zweiten Polymers. Thermosensitive Polymere wie beispielsweise Methylcellulose, Hydroxypropylmethylcellulose oder Pluronic^® wurden als Sensitiva über der Konzentration an Glycerophosphatsalzen angesehen. Es wurde herausgefunden, daß diese Salze die Gelier- oder Präzipitiertemperatur des Polymers beeinflussen, wodurch sie zum Präzipitieren des Chitosan/GP/Polymer(2)-System führen (6).
Alle Polymere (2) wurden in einer präparierten Chitosan-GP-Lösung gelöst, außer Collagen und im allgemeineren andere polykationische Mittel, die in Kombination mit Chitosan gelöst werden.
Tabelle 2 Flüssigbestandteilzusammensetzungen mit einem dazugemischten zweiten wasserlöslichen Polymer
Alle dargestellten Konzentrationen (%, Mol/l) sind Endkonzentrationen.
b) Zugabe wasserlöslicher Inhaltsstoffe von Interesse
Einige organische Moleküle die in Wasser löslich oder mischbar sind, können zu dem auf Chitosan-basierenden Flüssigbestandteil hinzugegeben werden, um modifizierte oder verbesserte physikalisch/chemische Eigenschaften, mechanische oder Handhabbarkeitsleistungen oder biologische Eigenschaften zu ergeben. Dies schließt ohne Beschränkungen Polyole, Zucker, Aminosäuren Saccharide und Polysaccharide ein.
Polyole & Zucker
Von besonderem Interesse können Polyole sein wie beispielsweise Polyole mit Diolkohlenwasserstoff-Resten, die für das Verarbeiten oder die Leistung des Flüssigbestandteils nützlich sind (siehe Tabelle 3). Von diesen Polyolen werden Zuckerpolyole, Saccharid-Polyole und Glykole bevorzugt Glycerol-, Mannitol-, Sorbitol- und Ethylenglykol-Verbindungen wie Triethylenglykol, Tetraethylenglykol wurden als gute repräsentative Beispiele befunden, die attraktiv sind und Modifizierungen oder Verbesserungen des Flüssigbestandteils bringen oder zu einem thermogebildeten Gel führen. Zucker wie beispielsweise Fructose, Glucose etc. können ähnlich verwendet werden.
Tabelle 3 Flüssigbestandteilszusammensetzungen mit hinzugegebenen wasserlöslichen nicht-polymerischen Inhaltsstoffen (Polyolen)
Alle dargestellten Konzentrationen (%, Mol/l) sind Endkonzentrationen.
Polysaccharide (GAGs)
Es kann von Interesse sein, andere wasserlösliche biochemische Inhaltsstoffe zu der flüssigen Chitosan-GP-Komponente hinzuzugeben. Diese Inhaltsstoffe dürfen jedoch die Chitosan-GP-Zusammensetzung (Inhaltsstoff) und seine thermogelierende Eigenschaft nicht stören. Glycoaminoglycane können bis zum einem gewissen Ausmaß zur Chitosan-GP-Lösung hinzugegeben werden. Es muß aufgepaßt werden, daß nicht die Präzipitierung des Chitosans induziert wird. In Tabelle 4 wurde Heparin als das zuzugebende GAG verwendet. Die Chitosan-Lösungen waren 4,0% G/V Chitosan (Deacetylierung 95%) in 0,19 M HCl. Die GP-Lösungen waren 54,6% G/V in Wasser. Heparin in Wasserlösungen waren 1 mg/ml (A), 0,1 mg/ml (B), 10 μg/ml (C) und 1 μg/ml (D).
Tabelle 4 Flüssigbestandteilszusammensetzungen mit zugegebenen wasserlöslichen nicht-polymerischen Inhaltsstoff (Heparin)
c) Zugabe einer zweiten wasserlöslichen Phosphat-Quelle zum Flüssigbestandteil
Eine wäßrig saure Chitosan-Lösung (2,0–4,0 G/V) wurde mit zu 83–85% deacetylierten Chitosan gemacht, filtriert und dialysiert und wurde aus einer 0,1 M HCl-Lösung hergestellt.
Eine wäßrige Chitosan-GP-Lösung wurde aus vorgekühltem Chitosan in einer HCl-Lösung und 54–55% (G/V) Dinatriumglycerophosphat (GP) in einer destillierten Wasserlösung hergestellt. Der pH-Wert der erhaltenen flüssigen Chitosan-GP-Lösung wurde bei 21°C gemessen. Eine Phosphat-Lösung (1) wurde mit 0,144 g/l KH₂PO₄·7H₂O Kaliumdihydrogenphosphat hydriert) und 0,795 g/l Na₂HPO₄ Dinatriumhydrogenphosphat) hergestellt und hatte einen pH-Wert von 7,4 bis 20°C. Mengen der Chitosan-GP-Lösung und der Phosphat-Lösung (1) wurden homogen gemischt, und dann wurde der pH-Wert der erhaltenen Lösungen gemessen. Die Lösungen wurden schließlich bei 37°C zum Gelieren freigesetzt, wobei alle Hinweise auf eine Präzipitierung notiert wurden. In der Tabelle 5 zeigten alle Chitosan-GP- + Phosphat-Lösung (1) (80:20 bis 50:50 Vol) keine Anzeichen einer Präzipitation und gelierten innerhalb von 30 Minuten bei 37°C.
Tabelle 5 Zusammensetzung von Flüssigbestandteilen, die mit einer zweiten Quelle wasserlöslichen Phosphat supplementiert sind
Alle dargestellten Konzentrationen (%, Mol/l) sind Endkonzentrationen.
Eine konzentrierte Phosphat-Lösung (2) wurde aus 283,92 g/l Na₂HPO₄ (0,2 mol/l Dinatriumhydrogenphosphat) und 239,96 g/l NaH₂PO₄ (0,2 mol/l Natriumdihydrogenphosphat) hergestellt und hatte einen pH-Wert von 7,4 bei 37°C. Diese Phosphat-Lösung wurde mit Verdünnungen auf 1:1, 1:10, 1:100 und 1:1000 verwendet. Gleiche Volumina (50:50) der verdünnten bis konzentrierten Phosphat-Lösung (2) und Chitosan-GP-Lösung wurden homogen gemischt. Der pH-Wert der erhaltenen Lösungen wurde gemessen und die Lösungen wurden bei 37°C dem Gelieren ausgesetzt, wobei alle Zeichen einer Präzipitierung notiert wurden. Alle Chitosan-GP/Phosphat (2) gelierten mit verschiedenen Raten bei 37°C.
Eine konzentriertere Phosphat-Lösung (3) wurde hergestellt 0,5 mol/l NaH₂PO₄ (600 g/l) und 0,5 mol/l Na₂HPO₄ (709,8 g/l). Volumina der konzentrierten Phosphat-Lösung (3) wurden zur Chitosan-GP-Lösung hinzugegeben, und homogen gemischt. In Tabelle 6 wurde der pH-Wert der erhaltenen Lösungen gemessen und die Lösungen bei 37°C zum Gelieren stehengelassen, wobei alle Zeichen einer Präzipitierung notiert wurden. Chitosan-GP ist vollständig mit 5 mM PBS-Lösung bei pH 7,2–7,4 kompatibel. Die Kompatibilität hängt von Phosphat-Gehalt ab (Tabellen 1a–1b): die Zugabe hochkonzentrierter Phosphat-Lösung (insbesondere dibasischer Phosphate) macht das Chitosan-GP-System trüber und anfälliger für eine Präzipitierung oder heterogene Gelierung.
Tabelle 6 Zusammensetzung aus Flüssigbestandteilen supplementiert mit einer zweiten Quelle eines wasserlöslichen Phosphats
d) Zugabe einer wasserlöslichen Carbonat-Quelle zum Flüssigbestandteil
Die Chitosan-GP-Lösungen wurden wie in Beispiel 1c hergestellt.
Eine Carbonat-Lösung wurde aus einer 0,2 mol/-Lösung Mononatriumcarbonat mit einem pH-Wert von 8,16 bei 21°C hergestellt. Gleiche Volumina (50:50) der verdünnten (1/10) bis konzentrierten Carbonat-Lösung und Chitosan-GP-Lösung wurden homogen gemischt. Eine Carbonat (0,1 mol/l)- und Phosphat (0,1 mol/l)-Lösung wurde ebenfalls verwendet. Der pH-Wert wurde gemessen, und die Lösungen wurden bei 37°C zum Gelieren stehengelassen, wobei alle Zeichen einer Präzipitierung notiert wurden (siehe Tabelle 7). Chitosan-GP-Systeme sind vollständig mit einem Carbonat-Puffer wie beispielsweise 5 mM Phosphat/Carbonat-Puffer bei einem pH-Wert von 8,8 kompatibel. Diese Kompatibilität nimmt jedoch bei zu hohen Carbonat-Gehalten ab.
Tabelle 7 Zusammensetzung von Flüssigbestandteilen, die mit einer Quelle wasserlöslichen Carbonats supplementiert sind
d) Zugabe einer wasserlöslichen Carbonat-Quelle zum Flüssigbestandteil
Im Beispiel 1d weisen flüssige Chitosan-GP-Formulierungen, die mit wasserlöslichen Phosphaten und/oder Carbonaten supplementiert sind, eine reduzierte Lagerstabilität und Stabilität selbst bei niedrigen Temperaturen (4°C) auf. Dies ist dosisabhängig, je konzentrierter der Gehalt an wasserlöslichen Phosphat und/oder Carbonat in der Chitosan-GP-Formulierung ist, desto weniger stabil ist die erhaltene Lösung.
e) Typische Herstellung eines sterilen Flüssigbestandteils
Sterilisierungsverfahren für Flüssigbestandteile
Die Sterilisierung des Flüssigbestandteils kann während der Herstellung und der Verarbeitung der Chitosan-GP-Lösungen durchgeführt werden. Die Chitosan-GP-Systeme können nicht durch Energizing-Verfahren aufgrund der unerwarteten und unerwünschten thermalen Gelierung sterilisiert werden. Chitosan-Lösungen (kein GP) und GP-Lösungen (kein Chitosan) müssen separat sterilisiert werden. Wäßrige GP-Lösungen haben keine Viskosität und werden in allen Fällen durch Filtration sterilisiert, ohne irgendwelche bemerkbaren Nebenwirkungen. Chitosan-Materialien (Feststoff) oder Chitosan-Lösungen (wäßriges saures Medium) müssen sterilisiert werden, während das Auftreten von signifikanten Abbauwirkungen sowohl des Chitosan-Polymers und der Chitosan-GP-Systeme vermieden wird.
Die bevorzugten Sterilisierungsmethoden für Chitosan umfassen das Autoklavieren von Chitosan-Pulver oder -Lösung, und die Röntgenbestrahlung nicht-flüssigen Chitosan-Materials (einschließlich einer eingefrorenen Lösung) (siehe Tabelle 8).
Tabelle 8 Wirkungen der Sterilisierung von Chitosan-GP-Systeme (keine Zusätze)
Beispiel II
Inkorporieren von Knochenheilungs- und/oder Induktionsmitteln in den Flüssigbestandteil
a) Inkorporation und Kompatibilität von Vollblut und Knochenmark in der Flüssigkeit von Mineral-Polymerzusammensetzungen
Ein Blutbestandteil oder Vollblut eines Patienten der behandelt werden soll, wird häufig verwendet, um mit Knochenfüllmaterialien gemischt zu werden (Bsp.: Calciumphosphat oder Carbonatgranulat gemischt mit autologen Blut).
Eine frische Blutprobe wurde aus den aurikulären Arterien und den subchondralen Defekten von Kaninchen gesammelt. Das Blut wurde mit dem Flüssigbestandteil von Mineral-Polymerzusammensetzungen gemischt (Chitosan-GP). Knochenmark wurde aus der Tibia und Femur gesammelt und frisch verwendet. Nach der vollständigen und schnellen Homogenisierung wurde das Gelieren dieses bluthaltigen Flüssigbestandteils bei 37°C durch rheologische Analysen (17) überwacht. Das Gel hat einen elastischen Modus (G') von ungefähr 800–1000 Pa nach 9 h bei 37°C.
Dies zeigte, daß die Thermogelierung des Flüssigbestandteils nicht durch Blut oder Mark getroffen wird und ermöglicht Blut und seine Bestandteile und Knochenmark in die thermogelierende Hybridformulierung einzuschließen.
b) Inkorporation und Freisetzung von Proteinen (Albumin) in die Flüssigkeit und/oder im festen Bestandteil von Mineral-Polymerzusammensetzungen
Rinderserumalbumin (BSA) war das Protein, das als Modell der Proteininkorporation und die Freisetzung aus Hybridformulierungen entweder durch den Flüssig- und/oder Feststoffbestandteil verwendet wurde.
Die Inkorporation von BSA in den Flüssigbestandteil wurde durch das Einfügen des BSA direkt in die Flüssigbestandteilformulierung durchgeführt. Unter Verwendung einer 2-Spritzen-Prozedur, wird die Chitosan-Lösung und eine Glycerophosphat-Lösung homogen gemischt, dann wird eine Chitosan-GP-Lösung gleichermaßen mit BSA in PBS (×1) Lösung gemischt. Der finale Chitosan-Gehalt in diesen Gelen betrug 1,44, 1,8 und 2,16% G/V. Der finale BSA-Gehalt in diesen Gelen betrug 250 μg/ml. Gele werden in Petrischalen geformt (konstanter Oberflächenbereich) (37°C, 1H), dann mit 10 ml PBS (×1) bedeckt. Nach der gewünschten Zeit wird eine 1000 μl-Lösungsprobe zum Titrieren des BSA-Gehalts eingesammelt und durch 1000 μl frischer PBS-Lösung ersetzt. Der BSA-Gehalt wird spektrophotometrisch unter Verwendung eines Coomassie-Plus-Protein-Assays (Pierce) bestimmt. Das aus den Chitosan-GP-Gelen freigesetzte BSA wird nach 1, 3, 6, 24, 48 h, 4, 6 Tagen etc. bestimmt. Die BSA-Freisetzung aus Chitosan-GP-Gelen ist schnell und nach 24 h sind mindestens 50% des BSA vollständig aus den Gelen freigesetzt. Das Einschließen von BSA in dem festen Bestandteil wurde durch das Kontaktieren von biphasischem Calciumphosphat-Granula (2 Größen: <150 μm, 150–250 μm) mit Rinderserumalbumin (BSA)-Lösungen durchgeführt. Das BCP/BSA Gewichtsverhältnis betrug 50 mg BCP auf 500, 1000 oder 2500 μg BSA. Die anfänglichen BSA-Lösungen wurden in einer Phosphat-gepufferten Lösung (PBS × 1) bei BSA-Konzentrationen von ungefähr 1, 2 oder 5 mg/ml hergestellt. 500 μl einer BSA-Lösung wurde auf 50 mg BCP-Granulat geschüttet. Die Adsorptionen wurden in Zentrifugationsfiltern (Nanosep MF Micorconcentrator) mit einer Filtergröße von 0,45 μm durchgeführt. Die Adsorption wurde bei 37°C für 24 Stunden durchgeführt. Nach der Adsorbierung, wurden die BCP-Granula eingesammelt, durch Ultrazentrifugation für 10 Minuten bei 13000 Upm. Die restliche BSA-Lösung wird eingesammelt. Die BCP-Granula wurden in Zellkultureinsätze getan (0,4 μm-Filter) einer 24-Well-Platte, und mit 1,5 ml PBS (×1). Nach der gewünschten Zeit wird eine 500 μl-Lösungsprobe zum Titrieren des BSA-Gehalts abgenommen und durch 500 μl frischer PBS-Lösung ersetzt. Der BSA-Gehalt wird spektrophotometrisch unter Verwendung eines Coomassie-Plus-Protein-Assays (Pierce) bestimmt. Das BSA, das aus dem BCP-Granulat freigesetzt wird, wird nach 1, 3, 6, 24, 48 h 4, 6 Tagen etc. bestimmt. Die BSA-Freisetzung aus BCP-Granula ist progressiv.
Die BSA-Freisetzungen sind für beiden Größen gleich und entsprechen einer totalen Freisetzung von ungefähr 40 μg nach 700 Stunden (20 μg nach 200 Stunden).
c) Inkorporation und Freisetzung von Knochenprotein (BP) in den Flüssigbestandteil der Mineral-Polymerzusammensetzung
Das osteogene Mittel war ein Knochenprotein (BP in der Tat ein Pool aus Knochenmorphogenese-Proteinen, die in einer wäßrigen sauren Umgebung gelöst wurden. Die wäßrige Chitosan-GP-Lösung wurde wie in Beispiel 1 beschrieben hergestellt. Eine BP-Lösung wurde durch das Lösen der Proteine in einer 0,01 M HCl (6,0 mg/ml) hergestellt. Drei Volumina der BP-Lösung wurden genommen und vorsichtig mit Chitosan-GP-Lösungen gemischt, um klare homogene Chitosan-GP + BP-Zusammensetzungen mit verschiedenen Protein-Gehalten zu ergeben. Das Volumen aller hergestellten Zusammensetzungen wurde mit sterilem Wasser wie benötigt auf 12,5 ml komplettiert. Alle Arbeitsschritte wurden unter sterilen Bedingungen bei 4°C durchgeführt. Der endgültige BP-Gehalt der drei Zusammensetzungen betrug 33, 100 und 330 μg/ml. Die Gelbildung aller BP-haltigen Zusammensetzungen wurden innerhalb weniger Minuten bei 37°C erreicht. Das Einschließen von BPs interferierte nicht mit der Gelbildung. Gelierte Chitosan-GP-/BP-Proben wurden in vitro in Aktivitäts-/Freisetzungstests getestet und in vivo in einem subkutanen Nagetiertest untersucht. Als subkutaner Nagetiertest wurde verwendet: Long-Evans-Ratten (20) wurden mit Natriumpentobarbital (400 μg) anästhesiert. Gelhaltige Proben (200 μl) wurden subkutan in Abwesenheit eines Einschnitts injiziert. Das Gel bildete eine kugelförmige Struktur. Jede Gruppe enthielt 5 Tiere. Die Gel-Zusammensetzungen wurden unter Verwendung variabler BP-Dosen (0, 10, 30 μg) verglichen. Der subkutane in vivo-Test beweist, daß BP in der Chitosan-GP-Formulierung aktiv ist, und dadurch zur Induzierung von neuen Knochen- und Knorpelgeweben führt.
Knochenheilungsfaktoren, die für die Frakturheilung nützlich sind, wurde als repräsentative Knochenheilungsmittel, die in den Flüssigbestandteil eingeschlossen werden sollen ausgewählt.
c) Inkorporation und Freisetzung von Fibroblast Growth Factor (FGG) in dem Flüssigbestandteil der Mineral-Polymerzusammensetzung
Fibroblast Growth Factor (basic, bFGF) wurde hier als Wachstumsfaktormitglied der TGF-CIGF-Familie, die in dem Flüssigbestandteil und den Hybridmaterialien eingeschlossen sein soll verwendet. bFGF und bFGF mit Heparin wurden zu den Chitosan-GP-Lösungen hinzugegeben, bei bFGF und bFGF/Heparin alleine als Kontrollen verwendet wurden. Heparin in der Chitosan-GP-Lösung wurde zu μg/ml verwendet, während bFGF 1 μg/ml betrug. Chitosan-GP (1 ml)-Lösungen wurden in Schälchen mit PBS und 50 μg/ml Rinderserumalbumin bei 37°C getan. 1 ml des Mediums wurde nach 0, 6, 24, 48 und 72 Stunden eingesammelt. Der bFGF wird mittels ELISA (Quantikine FGF basic Immunoassay) quantifiziert. Das bGFG in Chitosan-GP-Gelen (kein Heparin) wird hauptsächlich nach 24 h freigesetzt. Wenn es mit Heparin inkubiert wird, verblieb bFGF (+ Heparin) in den Chitosan-GP-Gelen und die Freisetzung wird klar verzögert.
Zusätzlich zum Flüssigbestandteil können bFGF und andere GFs mit Hilfe des Feststoffbestandteils immobilisiert werden, oder direkt in die Hybridzusammensetzungen eingeschlossen werden.
d) Inkorporation von humanem demineralisiertem Knochenpulver (HDBP) in die Mineral-Polymerzusammensetzung
Demineralisiertes Knochenpulver (DBP) ist ein demineralisiertes Knochenmatrix (DBM)-Material, das in festes Pulver umgewandelt wird, und aus Nicht-Mineralien, nicht-lebenden organischen Knochenbestandteilen (Collagen, Knochenproteine ...) zusammengesetzt ist. Demineralisierte Knochenmatrix ist osteoinduktiv. Ein kortikales demineralisiertes Knochenpulver (CDBP) (Community Tissue Services, OH & Impladent, NY, USA) aus humanen Allografts wurde als typische Beispiele ausgewählt. Es ist eine allogene kortikale demineralisierte Knochenmatrix, die in Partikeln von ungefähr 0,3–0,5 mm Größe zerstoßen worden ist. CDBP wurde durch Bestrahlung sterilisiert und gefriergetrocknet. Als Allografts wurde CDBP negativ auf HBsAG, anti-HBc, anti-HCV, STS. HIV 1/2, HTLV-I und HIV-1-Antigen gestestet. Eine chitosan-GP-Formulierungsbasis wurde zuerst durch das Herstellen einer 2,3% G/V Chitosan (84% Dacetylierung) in 0,10 M HCl-Lösung erhalten, und dann durch Mischen der gewünschten Menge eines 55% G/V Dinatriumglycerophosphats in destillierter Wasserlösung. Endkonzentration der klaren flüssigen Chitosan-GP-Formulierung waren um 1,8–2,0% G/V Chitosan und 8,0% G/V Glycerophosphat.
CDBP wurde in einem festen Zustand in die Chitosan-GP-Lösung inkorporiert, was zu einer CDBP in Chitosan-GP-Suspension führt. Das Beladen einer Chitosan-GP mit CDBP (Impladent Ltd., NY, USA) wurde durch das anfängliche Feststoff-zu-Flüssiggewicht oder Volumenverhältnis bestimmt. Die Chitosan-GP/CDBP-Zusammensetzungen wurden bei 37°C geliert, indem sie homogen das CDBP einschließen.
Beispiel III
Selbstbildende Hybridzusammensetzung und Material
Verschiedene Calciumphosphat-Materialien wurden verwendet, um selbstbildende (gelierende) Hybridzusammensetzungen und Materialien zu bilden (1). Alle ausgewählten Calciumphosphate wurden (klinisch) als osteokonduktiv anerkannt. Tabelle 9 gibt die entsprechenden Zusammensetzungen und S/L-Verhältnisse wider.
Tabelle 9 Entsprechende Zusammensetzungen und S/L-Verhältnisse
a) Zusammensetzung mit Durapatithydroxyapatit
Eine Chitosan-GP-Formulierungsbasis wurde zuerst durch das Herstellen einer 2,3% G/V Chitosan (85% Deacetylierung) in 0,1 M HCl-Lösung erhalten, und dann durch Mischen der gewünschten Menge einer 55% G/V-igen Dinatriumglycerophosphat in destillierter Wasserlösung. Finale Konzentrationen der klaren flüssigen Chitosan-GP-Formulierung betrugen 2,0% G/V Chitosan und 8,0% G/V Glycerophosphat. Die Ladung in festen Durapatit-Partikeln wurde durch das Feststoff-zu-Flüssig-Gewichtsverhältnis bestimmt, z.B. 1:10, 3:10 und 5:10 S/L-Beladungsverhältnis.
Typische Experimente wurden mit einer 3:10-Ca-P-Beladung (Tabelle 9) durchgeführt.
Durapatit-Partikel wurden durch das Sieben in 0 bis 125 μm-Durchmesser, 212–250 μm-Durchmesser und >250 μm Durchmessergrößengruppen ausgewählt. Das homogene Mischen von Ca-P-Keramiken in Chitosan-GP wurde durch das manuelle Kneten und magnetische Rühren über 2 bis 3 Stunden erreicht. Die erhaltenen Aufschlämmungen zeigen im allgemeinen eine größere Extrudierbarkeit oder Fließeigenschaften, die durch viskosimetrische Analysen beobachtet wird. Es zeigt sich, daß höhere Scherraten in einer Senkung der Viskosität resultieren (<10000 mPa·s), wobei eine höhere Viskosität bei niedrigeren Scherraten (bis zu 60000 mPa·s) beobachtet wird.
Alle Hybridzusammensetzungen weisen rheologisch ein selbstgelierendes Verhalten auf, das für eine Flüssigbestandteileigenschaft ist. In nahezu allen Fällen induziert die Durapaptitbeladung erhöhtere viskoelastische Parameter wie typischerweise die elastischen und viskosen Moduli (G' und G'') Durapaptit (212–250 μm) Inkorporierung scheint am effizientesten beim Verbessern von G' und G'' zu sein. In gewissen Ausmaß scheinen die G'- und G''-Anstiegsraten linear mit dem S/L-Verhältnis korreliert zu sein. Die mechanischen Leistungsfähigkeiten, die als Kompressionsmodus (transient und Gleichgewicht) ausgedrückt sind, sind nicht infolge der Durapatitinkorporation markant erhöht, obwohl 3/10 bis 5/10 Beladung Hybridgele mit höheren Kompressionsstärken zu Verfügung zu stellen scheint (2, 4, 5, 7, 8 und 12).
b) Hybridmaterialien mit Tricalciumphosphat (TCP)
Die ausgewählte Chitosan-GP-Lösung war die gleiche wie zuvor in Beispiel 3a oben beschrieben. Die Beladung von Tricalciumphosphat (TCP)-Partikeln, die als Feststoff zur Flüssiggewichtsverhältnis bestimmt wurde, variierte (1:10, 3:10 und 5:10 S/L). Typische Experimente wurden mit einem 3:10 Ca-P-Beladung (Tabelle 9) durchgeführt. Alle Chitosan-GP/TCP-Zusammensetzungen wurden mit viskosimetrischen und rheologischen Methoden überwacht und bilden feste Hybridgele bei 37°C (3 und 9).
c) Hybridmaterialien mit synthetischem nicht-keramischen Hydroxyapatit (HA Resorb Osteogen)
Die ausgewählte Chitosan-GP-Lösung war die gleiche wie zuvor in Beispiel 3a oben beschrieben. Die Beladung in synthetisches nicht-keramisches Hydroxyapatit-HA-Resorb-Osteogen (Impladent Ltd., NY, USA)-Partikel betrug 1:10 und 3:10 S/L (Tabelle 9). Osteogenhydroxyapatit ist dentales Hydroxyapatit-Material ungefähr 300–400 μm in der Größe. Alle Chitosan-GP/Osteogen-Zusammensetzungen wurden mit viskosimetrischen und rheologischen Eigenschaften überwacht und bildeten feste Hybridgele bei 37°C (10 und 13).
d) Hybridmaterialien mit dichten Hydroxyapatit-Keramikgranula (Apafill-G)
Die ausgewählte Chitosan-GP-Lösung war die gleiche wie im Beispiel 3a oben zuvor beschrieben. Die Beladung in dichte Apafill-G-Hydroxyapatit (BIOMAT, Havana, Kuba) Partikeln war 3:10 S/L (Tabelle 9). Apafill-G-Hydroxyapatit ist ein orthopädisches und dentales Hydroxyapatit-Material von ungefähr 100–400 μm Größe. Alle Chitosan-GP/Apafill-Zusammensetzungen wurden mit viskosimetrischen und rheologischen Verfahren überwacht und bildeten feste Hybridgele bei 37°C.
e) Hybridmaterialine mit corallinen Hydroxyapatit-Granula (Coralina)
Die ausgewählte Chitosan-GP-Lösung war die gleiche wie zuvor in Beispiel 3a oben beschrieben. Die Beladung in Coraline-Hydroxyapatit (Laboratorio de Biomateriales, Kuba)-Partikel war 3:10 S/L (Tabelle 9). Corallina-Hydroxyapatit wird aus marinen Korallenmaterialien hergestellt und wird als orthopädisches und dentales nicht-resorbierbares Hydroxyapatit-Material in ungefähr 400 bis 2400 μm Größe verwendet. Alle Chitosan-GP/Corallina-Zusammensetzungen wurden mit viskometrischen und rheologischen Verfahren überwacht und bildeten bei 37°C feste Hybridgele.
f) Hybridmaterialien mit biphasischem Calciumphosphat (BCP)
Die ausgewählte Chitosan-GP-Lösung war die gleich wie zuvor in Beispiel 3a oben beschrieben. HAP/β-TCP-Partikel (35–40:65–60) biphasisches Calciumphosphat (Clarkson Chromatographic Products Inc., PA, USA; und Teknimed, Vic-en-Bigorre, Frankreich) wurden in einem Feststoff zu Flüssigkeitsgewichtverhältnis von 1:10 bis 5:10 beladen (Tabelle 9). BCP ist eine ungefähr 40:60 (Gewicht) Pulvermischung eines Hydroxyapatits und eines β-Tricalciumphosphats. Alle Chitosan-GP/BCP-Zusammensetzungen wurden mit viskosimetrischen und rheologischen Verfahren überwacht, und bildeten festen Hybridgele bei 37°C. Alle Materialien der Beispiele 2a bis 2f gelierten in feste Hybridgele oder zeigten endotherme Anzeichen einer Gelierung für Beladungen, die typischerweise von 0/10 bis 10/10 reichen, und bevorzugt von 0/10 bis 7/10 (0 bis 1 g/ml). Die ideale Ca-P-Beladung (Injizierbarkeit, Gleichmäßigkeit des Gels ...) schien im allgemeinen um 3/10 bis 5/10 zu sein, jedoch änderte sie sich leicht mit der chemischen Art des Ca-Ps und der Granulometrie (Größe, Dichte) (11, 14, 15 und 16).
g) Osteoinduktive Knochenhybridzusammensetzung und Biomaterialien
Eine selbstbildende Knochen-Hybridzusammensetzung und Biomaterial wurde aus Chitosan-GP, Hydroxyapatit und CDBP zusammengesetzt. Das Chitosan-GP wurde auf 1,5% (G/V) Chitosan und 8,2% (G/V) hergestellt. 1,0 ml menschliches CDBP-Pulver wurde mit 10 ml Chitosan-GP-Lösung gemischt, dann mit 3,0 g Durapaptit-Partikeln beladen (200–250 μm).
Die fließfähige daraus resultierende Suspension wurde vorsichtig gemischt und homogenisiert (manuell und mechanisch). Die Gelbildung wurde bei 37°C erreicht und kontrolliert.
Beispiel IV
In vivo-Untersuchung der Knochenzusammensetzungen, Biomaterialien und verwandte Bestandteile
a) Subkutane Injektion von reinen Flüssigbestandteilen
Flüssigphasen, die aus wäßrigen thermogelierenden Lösungen aus Chitosan (2,0%, G/V) und Glycerophosphat (8,2% G/V) bestehen, wurden steril hergestellt durch das Autoklavieren von Chitosan-Lösungen und durch das Filtrieren von Glycerophosphat-Lösungen. Adulte albino Sprague Dawley-Ratten wurden für 40 Minuten durch intraperitoneale Injektion von 2,7 mUkg eines Hypnorm^® und Midazolal (Versed^®) Gemisches anästhesiert, das durch das Mischen von 1 ml Hypnorm^® und 1 ml 5 mg/ml Midazolal mit 2 ml sterilem Wasser hergestellt wurde. Subkutane Injektionen von ungefähr 0,2 mlo/Injektion wurden auf jeder Seite der Wirbelsäulenmittellinie durchgeführt. Die Tiere wurden wieder ihren normalen Aktivitäten überlassen. Nach 3, 7, 14, 21, 30, 60, 90 und 120 Tagen wurden Opfer durch Kohlendioxid-Überdosierung durchgeführt. Die Implantate wurden eingesammelt, makroskopisch untersucht und histologisch analysiert (H&E-Färbung auf dünnen Objektträgern). Oberflächliche Beobachtungen zeigten, daß die Chitosan-GP-Systeme in situ kohäsive Matrizes mit runder bis ovaler Form bildeten. Zu keinem Zeitpunkt verlagerten sich die Implantate subkutan. Die histologischen Analysen zeigten eine reduzierte akute Entzündung, eine moderate chronische Entzündung, die mit der Erosion des Implantats assoziiert war. Chitosan-GP-Systeme wurden als kohäsive, geformte und residierende Implantate mit moderaten assoziierten inflammatorischen Reaktionen befunden. Die Erosion in situ der Chitosan-GP-Implantate war progressiv und peripher. Die Implantate und Materialien wurden für 120 Tage in situ gelassen.
b) Intramuskuläre Injektion reiner Flüssigbestandteile
Intramuskuläre Injektionen in Ratten wurden mit den Materialien und den Protokollen, die im Beispiel 4a beschrieben wurden, durchgeführt, außer daß die Injektion intramuskulär in die Muskelgewebe der unteren Extremitäten war. Die oberflächliche Beobachtung zeigte, daß die Chitosan-GP-Systeme in situ kohäsive Matrizes mit runden bis ovalen Formen bildeten. Die Implantate bewegten sich subkutan zu keinem Zeitpunkt. Die histologischen Analysen zeigten eine reduzierte akute Entzündung, und eine moderate chronische Entzündung, die mit der Erosion des Implantats assoziiert war. Chitosan-GP-Systeme wurden als kohäsive, geformte und residierende Implantate mit moderaten assoziierten Entzündungsreaktionen befunden. Die in situ-Erosion der Chitosan-GP-Implantate war progressiv und peripher. Die Implantate und Materialien verblieben für 80 Tage in situ.
c) Knocheninjektionen reiner Flüssigbestandteile
Die Injektionen in die Knochen in einem Ratten-Transkondylar-Modell wurden mit den Materialien und Protokollen die in Beispiel 4a beschrieben sind, durchgeführt, außer daß die thermogelierenden Materialien in transkondylare zylindrische Defekte eingefügt wurden.
Die oberflächlichen Beobachtungen zeigten, daß Chitosan-GP-Systeme in situ kohäsive Matrizes bilden. Die histologischen Analysen zeigen eine reduzierte akute Entzündung, und eine moderate chronische Entzündung, die mit der Erosion des Implantats assoziiert war.
d) Subkutane Injektionen von Hybridmaterialien mit HA-Resorb
Subkutane Injektionen in Ratten wurden mit den Materialien und Protokollen, die in Beispiel 4a beschrieben wurden, durchgeführt. Die Hybridzusammensetzungen waren wäßrig, und enthielten 2,0% G/V Chitosan, 8,2% G/V Glycerophosphat und 30% G/V (ungefähr 3 g Kristall je 10 g Lösung) an HA Resorb synthetischen Hydroxyapatit-Kristallen. Chitosan-GP wurde steril hergestellt (Chitosan autoklaviert; GP 0,22 μm filtriert). HA-Resorbkristalle waren steril beim Mischen in der Lösung. Jede Injektion betrug ungefähr 200 μl Volumen. Die Hybridimplantate, die sich in situ bildeten waren kohäsiv, infiltriert und bewegten sich in situ nicht. Die Implantate verblieben für eine Dauer von mindestens 80 Tagen an der Stelle.
Während die Erfindung im Zusammenhang mit spezifischen Ausführungsformen davon beschrieben worden ist, wird darunter verstanden, daß sie für weitere Modifizierungen fähig ist und daß diese Anmeldung beabsichtigt jede Variation, Verwendungen oder Adaptationen der Erfindung abzudecken, im allgemeinen, die Prinzipien der Erfindung und einschließlich solcher Abweichungen von der vorliegenden Offenbarung, die mit bekannter oder gewöhnlicher Praxis innerhalb des technischen Gebiets, mit dem die Erfindung zusammenhängt entstehen, und die auf die oben ausgeführten wesentlichen Eigenschaften angewendet werden kann und die im Schutzbereich der angehängten Ansprüche erfolgt.

Claims

Ein in situ selbstbildende Mineral-Polymer Hybridzusammensetzung umfassend: a) einen auf Wasser basierten und thermogelierenden Flüssigbestandteil, umfassend mindestens ein wasserlösliches kationisches Polymer, eine organische Monophosphatquelle und gegebenenfalls eine wasserlösliche organische Monosulfonat-, Monosulfat- oder Monocarboxylatquelle; wobei der Flüssigbestandteil einen pH zwischen 6,5 und 7,4 hat; und b) einen wasserunlöslichen Feststoffbestandteil, umfassend mindestens eines aus Calcium-, Fluorid-, Strontium-, Carbonat- und Phosphatsalzen, wobei dieser Flüssigbestandteil und der feste Bestandteil gut miteinander durchmischt werden, um eine nichthärtende thermogelierende Hybridzusammensetzung zu bilden, wobei diese Hybridzusammensetzung bei Körpertemperatur geliert.
Verbindung gemäß Anspruch 1, wobei der Flüssigbestandteil aus organischen und/oder anorganischen Säuren hergestellt ist, einschließlich Apfelsäure, Propionsäure, Phosphorsäure, Organophosphorsäure, Glycerophosphorsäure, Milchsäure, Salzsäure, Ascorbinsäure, Ameisensäure, Essigsäure und ähnliche.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei das Polymer ein kationisches hydrophiles Polysaccharid ist, das Aminogruppen trägt, einschließlich teilweise deacetylierter Chitosane und reinem Chitosan.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei das Polymer ein teilweise deacetyliertes Chitosan mit einem Deacetylierungsgrad zwischen 30 und 99% ist.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Flüssigbestandteil ein zweites lösliches Polymer umfaßt, das ausgewählt ist aus Polypeptiden, celluloseartigen und synthetischen Polymeren, einschließlich Collagen, Methylcellulose, Hydroxyethylcellulose, Hydroxypropylcellulose, Hydroxyethylpropylcellulose, Hydroxymethylpropylcellulose, Poly(ethylenoxid), Poly(propylenoxid), Poly(ethylenglycol), Poly(vinylpyrrolidon), Poly(vinylalkohol) oder Derivate davon, oder ein Gemisch daraus.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei die organischen Monophosphat-, Monosulfonat-, Monosulfat- und Monocarboxylatquellen des Flüssigbestandteils einen basischen Charakter und einen pKa zwischen 6,0 und 7,4 haben.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei die organische Monosphosphatquelle aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus Na₂PO₄C₃H₅(OH)₂, Fe₂PO₄C₃H₅(OH)₂, K₂PO₄C₃H₅(OH)₂, MgPO₄C₃H₅(OH)₂, MnPO₄C₃H₅(OH)₂, Ca₂PO₄C₃H₅(OH)₂, Na₂PO₇C₃H₇, Na₂PO₇C₄H₇, K₂PO₇C₄H₇, NaPO₇C₄H₈, K₂PO₇C₄H₈, Na₂PO₈C₅H₉, K₂PO₈C₅H₉, NaPO₈C₅H₁₀, KPO₈C₅H₁₀, Na₂PO₉C₆H₁₁, NaPO₉C₆H₁₂, K₂PO₉C₆H₁₁, KPO₉C₆H₁₂, Na₂PO₈C₆H₁₃, K₂PO₈C₆H₁₃, NaPO₈C₆H₁₄, KPO₈C₆H₁₄, Na₂PO₉C₆H₁₂, K₂PO₉C₆H₁₂, NaPO₉C₆H₁₃, KPO₉C₆H₁₃, Na₂PO₈C₁₀H₁₁, K₂Po₈C₁₀H₁₁, NaPO₈C₁₀H₁₂ und KPO₈C₁₀H₁₂ und ähnlichen und Derivaten und Gemischen daraus besteht.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei die organische Monophosphatquelle alpha-Glycerophosphat-, beta-Glycerophosphat-, Glucose-1-phosphat-, Glucose-6-phosphat-, Fructose-1-phosphat- oder Fructose-6-Phosphatsalz oder ein Gemisch daraus ist.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei die organische Monosulfonatquelle N-[Carbamoylmethyl]-2-aminoethansulfonat (ACES), N,N-Bis[2-hydroxyethyl]-2-aminoethansulfonat (BES), 3-[N,N-Bis(2-hydroxyethyl)amino]-2-hydroxypropansulfonat (DIPSO), N-[2-Hydroxyethyl]piperazin-N'-3-propansulfonat (HEPES), 2-[N-Morpholino]ethansulfonat (MES), 4-[N-Morpholino]butansulfonat (MOBS), 3-[N-Morpholino]-2-hydroxypropansulfonat (MOPSO) oder N-Tris[hydroxymethyl]methyl-2-aminoethansulfonat (TES) oder ähnlichen oder einem Gemisch daraus ist.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Flüssigbestandteil außerdem umfaßt Bis[2-hydroxyethyl]iminotris[hydroxymethyl]methan (BIS-TRIS) oder Tris[hydroxymethyl]aminomethan (TRIZMA) oder ähnliche oder ein Gemisch daraus.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Flüssigbestandteil außerdem Aminosäurereste oder -sequenzen umfaßt, einschließlich Histidin- (HIS) oder Lysin- (LYS) -reste oder -sequenzen.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Flüssigbestandteil einen organischen Polyolinhaltsstoff umfaßt, einschließlich Zuckerpolyole, Saccharidpolyole, und Glycole, wie beispielsweise Glycerol, Mannitol, Sorbitol, Ethylenglycololigomere, Propylenglycololigomere, Fructose, Glucose, Maltose und ähnliche.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Flüssigbestandteil wasserlösliche Phosphat- oder Carbonatsalze oder ein Gemisch daraus umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Flüssigbestandteil eine intrinsische Viskosität aufweist, die von 5 bis 100.000 mPa·s bei 21°C reicht.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Flüssigbestandteil bei einer Temperatur zwischen 25 und 60°C ein homogenes festes, wäßriges gelartiges Material bildet.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil Calciumphosphat-, Calciumsulfat-, Calciumcarbonat-, Calciumtitanat-, Calciumacetat-, Calciumglycerophosphat-, Calciumgluconat-, Calciumpropionatverbindungen oder ähnliche oder ein Gemisch daraus umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil mindestens ein Calciumphosphat umfaßt, das ausgewählt wird aus der Gruppe bestehend aus Ca(H₂PO₄)₂·H₂O, CaHPO₄·2H₂O, CaHPO₄, CaZn₃(PO₄)₂, CaZnPO₄, CaNaPO₄, Ca₂PO₄Cl, alpha-Ca₃(PO₄)₂, beta-Ca₃(PO₄)₂, Ca₃(PO₄)₂·H₂O, Ca₄(PO₄)₂O, Ca₈H₂(PO₄)₆·5H₂O, Ca₉(HPO₄)(PO₄)₅OH, Ca₁₀(PO₄)₆(OH)_2–2xO_x und Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ und Derivate davon.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil Hydroxyapatit und Tricalciumphosphat umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil Hydroxyapatit und alpha- oder beta-Tricalciumphosphat oder irgendeine Kombination daraus umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil 5 bis 95 Gew.% an Hydroxyapatit und 90 bis 5 Gew.% an alpha- oder beta-Tricalciumphosphat umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil 45 bis 65 Gew.% an Hydroxyapatit und 35 bis 55 Gew.% an alpha- oder beta-Tricalciumphosphat umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil natürliche Mineralbestandteile einschließlich hartem Gewebe, Emaile oder Dentalapatit, Koralle oder Perlmutt umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil zusätzlich eine Carbonatverbindung umfaßt, ausgewählt aus Na₂CO₃, CaCO₃, K₂CO₃, MgCO₃, ZnCO₃, Ca₉K(PO₄)₅(CO₃)₂, Ca_8.5Na_1.5(PO₄)_4.5(CO₃)_2.5, Ca₉(PO₄)_4.5(CO₃)_1.5 und ähnlichen.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil zusätzlich ein carboniertes Calciumphosphat umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil zusätzlich eine Fluoridverbindung umfaßt, die ausgewählt ist aus NaF, Na₂Si₆F, KF, KSi₆F, CaF₂, MgF₂, ZnF₂, Natriumfluorphosphaten und ähnlichen.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil zusätzlich ein fluoriertes Calciumphosphat umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil zusätzlich eine Strontiumverbindung umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil zusätzlich ein strontiumhaltiges Calciumphosphat umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil natürliche oder synthetische feste Bestandteile umfaßt, einschließlich mineralische oder keramische Materialien, Bioglas, polymere oder biopolymere Materialien und ähnliche.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil und der Flüssigbestandteil ein Fest/Flüssig-Gewichtsverhältnis zwischen 0,05 und 2,0 g/ml haben.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei der Feststoffbestandteil aus trockenen Inhaltsstoffen mit einer Größe von 5 bis 1.000 μm besteht.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei die Hybridzusammensetzung mindestens teilweise in situ über eine Dauer, wie beispielsweise einem Zeitraum von 18 Monaten, resorbierbar ist.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, wobei die Hybridzusammensetzung oder der Flüssigbestandteil oder Feststoffbestandteil mit autologen Materialien gemischt wird, die aus einer Gruppe ausgewählt werden, die kortikale oder kortiko-spongiose Knochen, Vollblut und Blutbestandteile, Knochenmark, aus Gewebe isolierte Zellen, Stromazellen oder hämatopoietische Zellen umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, die außerdem osteoinduktive Mittel umfaßt, die ausgewählt sind aus der Gruppe bestehend aus Wachstumsfaktoren, Hormonen, individuellen osteoinduktiven Proteinen und Gemischen aus osteoinduktiven Proteinen.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, die außerdem aus Knochen stammende Materialien einschließlich demineralisiertem Knochenmatrix (DBM) oder Pulver (DBP) umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, die zusätzlich mindestens einen Wachstumsfaktor umfaßt, der ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus IGF, EGF, a-FGF, b-FGF, PDGF-A, PDGF-B und TGF-beta.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, die außerdem mindestens ein Knochenmorphogeneseprotein (BMP), Sialoprotein, Osteonectin, Osteopontin, Osteocalcin, Calcitonin oder ein Gemisch daraus enthält.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1, die zusätzlich antiresorptive, antibiotische, antivirale, antitumorale und/oder immunsupprimierende Mittel umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur Verwendung einer gelierenden Zusammensetzungen, um einen Defekt, eine Höhlung oder eine Grenzfläche eines Gewebes oder in einer Körperhöhle zu korrigieren, und die in situ in ein gelartiges Füllmaterial verwandelt wird.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur Verwendung als gelartiges Material, um einen Defekt, eine Höhlung oder Grenzfläche eines Gewebes oder eine Körperhöhle zu füllen.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur Verabreichung und vollständigen Selbstbildung bei einem Defekt, einer Höhlung oder einer Grenzfläche eines oder mehrerer Knochen.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur Verabreichung und zur vollständigen Selbstbildung bei einem Defekt, einer Höhlung oder Grenzfläche eines kortikalen, eines kortiko-spongiosen oder spongiosen Teils eines Knochens.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur Verabreichung und vollständigen Selbstbildung bei einem Defekt, einer Höhlung oder einer Grenzfläche zwischen den Gewebeteilen oder Fragmenten eines gebrochenen Knochens.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur Verabreichung und vollständigen Selbstbildung bei einem Defekt, einer Höhlung oder einer Grenzfläche in der Metaphysen- oder Diaphysen-Region eines Knochens.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur Verabreichung und vollständigen Selbstbildung bei einem Defekt, einer Höhlung oder Grenzfläche eines hyalinen Knorpelgewebes.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur Verabreichung und vollständigen Selbstbildung bei einem Defekt, einer Höhlung oder Grenzfläche eines fibrös-knorpeligen Gewebes.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur perkutanen oder endoskopischen Extrusion oder Injektion in einem Defekt, einer Höhlung oder einer Grenzfläche eines Gewebes oder einer Körperhöhlung durch eine Kanüle, einen Katheter, einen Trocar oder eine Nadel.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur Anwendung und Gelierung während des Verlaufs bei einer offenen chirurgischen Operation.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 1 zur Verabreichung während des Verlaufs einer Reparatur-, Rekonstruktions- oder Ersatzbehandlung bei der dentalen, plastischen, Schädel-Kiefer-Gesichts- oder orthopädischen Chirurgie.
In situ selbstbildende Mineral-Polymer Hybridzusammensetzung umfassend: a) einen Flüssigbestandteil umfassend mindestens 0,5 W/V eines Chitosans, 2,0% W/V eines Glycerophosphats; wobei der Flüssigbestandteil einen pH zwischen 6,5 und 7,4 hat; und b) einen Feststoffbestandteil umfassend mindestens ein Apatit und ein Tricalciumphosphat, wobei der Flüssigbestandteil und der Feststoffbestandteil so miteinander durchmischt werden, daß die einen nichthärtende thermogelierte Hybridzusammensetzung bilden; wobei die Hybridzusammensetzung bei Körpertemperatur geliert.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 50, wobei der Flüssigbestandteil zusätzlich 0 bis 10% W/V von mindestens einem aus Glycerol-, Sorbitol-, Mannitol-, Ethylenglycololigomeren oder -polymeren und Propylenglycololigomeren oder -polymeren umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 50, wobei der Flüssigbestandteil mit autologem Blut, Blutbestandteilen oder Knochenmark gemischt wird, wobei das autologe Blut, der Blutbestandteil oder das Knochenmark in einer Konzentration vorliegt, die von 0 bis 25% W/V reicht.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 50, wobei der Feststoffbestandteil ein trockenes Gemisch aus mindestens Hydroxyapatit und beta-Tricalciumphosphat ist.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 50, wobei der Feststoffbestandteil zusätzlich mindestens ein strontiumhaltiges Calciumphosphat umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 50, wobei der Feststoffbestandteil zusätzlich 0 bis 25% W/V trockenen, zermahlenen, autologen, porösen Knochens umfaßt.
Zusammensetzung gemäß Anspruch 50, wobei der Feststoffbestandteil zusätzlich 0 bis 55% W/V eines trockenen demineralisierten Knochenmaterials umfaßt.
Verfahren zum Herstellen einer sich in situ selbstbildenden Mineral-Polymer Hybridzusammensetzung wie in Anspruch 1 oder 50 beschrieben, umfassend die Schritte: a) Herstellen eines ersten auf Wasser basierenden flüssigen Unterbestandteils umfassend mindestens ein wasserlösliches kationisches Polymer, und bevorzugt mindestens 0,5% W/V eines Chitosans, wobei der erste Unterbestandteil stabil ist und unter 10°C aufbewahrt wird; b) Herstellen eines zweiten auf Wasser basierenden flüssigen Unterbestandteils umfassend mindestens eine organische Monophosphatquelle, und gegebenenfalls eine wasserlösliche organische Monosulfonat-, Monosulfat- oder Monocarboxylatquelle; c) Herstellen eines Feststoffbestandteils umfassend mindestens ein Calcium-, Fluorid-, Strontium-, Carbonat- und Phosphatsalz, wie beispielsweise Apatit oder ein Tricalciumphosphat; d) homogenes Mischen des zweiten flüssigen Unterbestandteils mit dem Feststoffbestandteil in eine stabile auf Wasser basierende Dispersion, wobei die Dispersion stabil ist und bei Raumtemperatur oder darunter aufbewahrt wird; und e) Zusammenmischen des ersten Flüssigbestandteils und der stabilen Dispersion, um eine nichthärtende thermogelierende Hybridzusammensetzung zu bilden, wobei die Hybridzusammensetzung einen pH zwischen 6,5 und 7,4 hat, injizierbar ist, bei Körpertemperatur geliert und bei jedem Defekt, einer Höhle oder anatomischen Struktur der Körpergewebe anwendbar ist.