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Die
vorliegende Erfindung betrifft Hydrogel-Zusammensetzungen, die Gemische
aus wasserlöslichen oder
wasserdispergierbaren Polymeren in einem wässrigen System aufweisen, wobei
zumindest ein Teil der Polymere mindestens zwei Gruppen enthält, die
eine Wechselwirkung ergeben können.
Darüber
hinaus betrifft die vorliegende Erfindung Verfahren zur Herstellung
solcher Hydrogele und die Verwendung oligomerer oder cooligomerer
Gruppen an Polymeren für
eine Gelbildung.
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Die
schnellen Entwicklungen auf den Gebieten der Molekularbiologie und
Biotechnologie haben es möglich
gemacht, eine große
Anzahl pharmazeutisch interessanter Produkte in großen Mengen
zu produzieren. Beispielsweise können
pharmazeutisch aktive Peptide und Proteine in geeigneter Weise als
Arzneimittel bei der Behandlung lebensbedrohlicher Erkrankungen,
z.B. Krebs, und verschiedener Arten viraler, bakterieller und parasitärer Erkrankungen,
bei der Behandlung von z.B. Diabetes, in Impfstoffen, z.B. für prophylaktische Zwecke,
und für
empfängnisverhütende Zwecke
verwendet werden. Insbesondere die spezialisierten biologischen
Aktivitäten
dieser Arten von Arzneimitteln schaffen enorme Vorteile gegenüber anderen
Arten von Pharmazeutika.
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Um
die schnellen Entwicklungen zu erläutern, wurde berichtet (siehe
z.B. Soeterboek und Verheggen, Pharm Weekblad 130, S. 670-675 (1995);
R.P. Evens und R.D. Sindelar, „Biotechnology
products in the pipeline",
in: Pharmaceutical Biotechnology (D.J.A. Crommelin und R.D. Sindelar,
Hrsg.), Harword Academic Publishers, S. 337-355 (1997)), dass sich
in den Vereinigten Staaten von Amerika ungefähr 275 biotechnologische Produkte
in Untersuchungen der Phase IV befinden, während sich mehr als 500 Produkte
in der Erforschung befinden.
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Beispiele
(rekombinanter) Proteine, die in pharmakologischer Hinsicht als
sehr interessant gelten, sind Cytokine, wie z.B. Interleukine, Interferone,
Tumornekrosefaktor (TNF), Insulin, Proteine zur Verwendung in Impfstoffen
und Wachstumshormone.
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Aufgrund
ihrer Beschaffenheit können
Proteine und proteinartige Produkte, einschließlich Peptide, wobei diese
Produktgruppe nachstehend als Proteinwirkstoffe bezeichnet wird,
oral zumindest nicht wirksam verabreicht werden. Diese Produkte
neigen dazu, sich im Magen-Darm-Trakt insbesondere aufgrund des
dortigen sauren Milieus und der Gegenwart proteolytischer Enzyme
schnell abzubauen.
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Außerdem können Proteinwirkstoffe
aufgrund ihrer Größe und ihrer
im Allgemeinen polaren Eigenschaft Endothel- und Epithelbarrieren
nicht passieren.
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Aus
diesen Gründen
müssen
Proteinwirkstoffe parenteral, d.h. durch Injektion, in das System
bzw. den Körper
eingebracht werden. Das pharmakokinetische Profil dieser Produkte
ist jedoch so, dass eine Injektion des Produkts als solches eine
häufige
Verabreichung erfordert. Denn es ist eine bekannte Tatsache, dass
proteinartiges Material innerhalb von Minuten aus dem Blutkreislauf
ausgeschieden wird.
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Da,
anders ausgedrückt,
Proteinwirkstoffe chemisch und/oder physikalisch unstabil sind und
allgemein eine kurze Halbwertszeit im menschlichen oder tierischen
Körper
haben, sind zahlreiche tägliche
Injektionen oder kontinuierliche Infusionen erforderlich, damit
der Proteinwirkstoff eine erwünschte
therapeutische Wirkung ausübt.
Es ist offensichtlich, dass dies unangenehm für Patienten ist, die diese
Proteinwirkstoffe benötigen.
Darüber
hinaus erfordert diese Verabreichungsart häufig einen Krankenhausaufenthalt
und hat logistische Nachteile.
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Zudem
scheint es so zu sein, dass zumindest bei bestimmten Klassen pharmazeutischer
Proteine, wie z.B. Cytokinen, die derzeit z.B. bei Krebsbehandlungen
eingesetzt werden, die therapeutische Wirksamkeit stark von einer
wirksamen Abgabe, z.B. intra- oder peritumoral, abhängt. In
solchen Fällen
sollten die Proteinwirkstoffe an die Stellen geleitet werden, an
denen ihre Aktivität
während
eines längeren
Zeitraums benötigt wird.
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Daher
besteht ein Bedarf für
Abgabesysteme, die die Kapazität
für eine
gesteuerte Freisetzung haben. Auf dem Fachgebiet wurden Abgabesysteme
vorgeschlagen, die aus einer Matrix aus biologisch abbaubaren Polymeren
bestehen (z.B. Poly(DL-lactid-coglycolid), siehe z.B. J.L. Cleland, „Protein
delivery from biodegradable microspheres", in: Protein Delivery, Physical Systems,
Pharmaceutical Biotechnology, Band 10, (L.M. Sanders und R.W. Hendren,
Hrsg.), Plenum Press, S. 1-39 (1997) oder L. Brannon-Peppas „Recent
advances on the use of biodegradable microparticles and nanoparticles
in controlled drug delivery",
Int. J. Pharm., 116, S. 1-9 (1995)), in denen Matrixproteine vorliegen,
und von denen sie allmählich
freigesetzt werden.
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Abgabesysteme
können
erhalten werden, indem solche biologisch abbaubaren Polymere z.B.
in Mikrokugeln verwendet werden. Jedoch hat die invitro- oder in-vivo-Anwendung
solcher Systeme auf Basis von Poly(milchsäure) oder Polymilchsäure-coglycolsäure) einige
inhärente
Nachteile. Erstens müssen
organische Lösemittel
verwendet werden, um Proteine in den Mikrokugeln zu verkapseln.
Zweitens werden saure Produkte während des
Abbaus gebildet, die zu einer Absenkung des pH-Werts führen können. Sowohl
ein niedriger pH-Wert als auch organische Lösemittel können die Proteinstabilität beeinträchtigen.
Darüber
hinaus scheint es schwierig zu sein, die Proteinfreisetzung aus
diesen Systemen zu steuern, was zu einem Freisetzungsschub führen kann.
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Ein
Hydrogelsystem, das aus biologisch abbaubaren Polymeren besteht,
würde solche
Bedenken überwinden.
Hydrogele können
durch Vernetzen hydrophiler Polymere erhalten werden. Das Vernetzen
kann durch Verwendung aggressiver und toxischer Vernetzungsmittel
erfolgen, die mit Proteinen nicht kompatibel sind, wie z.B. bifunktionelle
Mittel, z.B. Glutaraldehyd, Diisocyanate und Epichlorhydrin (siehe:
Biodegradable hydrogels for drug delivery (K. Park, W.S.W. Shalaby
und H. Park, Hrsg.) Technomic Publishing Co. Inc., S. 75 (1993)).
Diese sind toxische Verbindungen, die aus den Gelen extrahiert werden
müssen
bevor diese Gele therapeutisch angewandt werden können. Darüber hinaus
können
diese Verbindungen auch mit z.B. Epsilon-Aminresten oder Lysin-Seitenketten
des Proteins reagieren, das in der Hydrogelmatrix vorliegt. Dies
ist höchst
unerwünscht,
weil diese Reaktionen zu einem Verlust oder einer Verminderung der
biologischen Aktivität
des Proteins führen
können.
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In
WO-A-99 / 36100, einem Dokument, das nach dem Prioritätsdatum
der vorliegenden Veröffentlichung
veröffentlicht
wurde, sind stereokomplexe Hydrogele beschrieben, die aus Monomeren
mit entgegengesetzter Chiralität
gebildet sind, die in der gleichen oder einer zweiten Polymerkette
vorliegen. Die mittlere Kettenlänge
des enantiomeren Segments beträgt
10 bis 5.000 pro Block-Copolymer.
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In
einem Artikel von de Jong, S.J. et al. in MACROMOLECULES, Band 31,
Nr. 19 (22.09.1989), S. 6397-6402 sind enantiomere Polymilchsäure-Oligomere beschrieben.
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In
PCT/NL97/00374 ist ein Abgabesystem beschrieben, das eine Lösung für dieses
Problem schafft und das die Abbaueigenschaften verbessert. Das in
dieser PCT-Anmeldung beschriebene Hydrogel basiert auf biologisch
abbaubaren Polymeren. Im einzelnen werden Ketten dieser biologisch
abbaubaren Polymere intermolekulax durch Bindungsgruppen vernetzt
und diese Bindungsgruppen, die das Hydrogel zusammenhalten, sind
unter physiologischen Bedingungen hydrolysierbar, was den Abbau
des Hydrogels bewirkt.
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Obgleich
diese hydrolysierbaren Hydrogele ein Gel mit verbesserten Freisetzungseigenschaften
bereitstellt, bleiben einige Nachteile. Die Polymerisation von Dextran(-Derivaten)
erfordert z.B. Peroxydisulfat und TEMED als Initiator/Beschleuniger,
und diese Verbindungen sind mit einer invivo-Verabreichung im Wesentlichen
nicht vereinbar. Darüber
hinaus kann die Verwendung eines Initiators eine Oxidation von Proteinen zu
Sulfoxiden hervorrufen. Daher ist es erforderlich, das diese Verbindungen
sorgfältig
entfernt werden.
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Es
ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Freisetzungs-Abgabesytem
zu schaffen, das aus einem biologisch abbaubaren Hydrogel besteht,
das in vitro und in vivo als Freisetzungssystem angewandt werden
kann, wobei die Vernetzungen in dem Sinn nicht chemischer Natur
sind, dass die Vernetzungen keine kovalenten Bindungen sind. Folglich
erfordern solche Vernetzungen keine Spaltung kovalenter Bindungen.
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Um
eine Hydrogel-Zusammensetzung zu schaffen, welche die vorstehend
dargelegten Anforderungen erfüllt,
wurden verschiedene Wege zur Modifikation polymerer Ketten untersucht,
und die Erfinder haben nun herausgefunden, dass wenn ein hydrophiles
Polymer mit Pfropfpolymeren substituiert wird, die Elemente mit Chiralitätsunterschieden
enthalten, insbesondere Elemente, die Enantiomere sind, ein Gel,
d.h. eine vernetzte Struktur, erhalten wird, die hervorragende Eigenschaften
für die
Anwendung als Freisetzungssystem und insbesondere als gesteuertes
Freisetzungssystem beispielsweise für Proteinwirkstoffe aufweist.
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Ohne
auf eine bestimmte Theorie eingeschränkt sein zu wollen wird angenommen,
dass die Bildung dieser Gelstruktur durch die Wechselwirkung der
Pfropfpolymere verursacht wird, von der angenommen wird, dass sie ähnlich der
Wechselwirkung zwischen den Bestandteilen sogenannter Stereokomplexe
ist. Diese Stereokomplexe sind racemische Kristallite, von denen
bekannt ist, dass sie sich aus racemischen Gemischen bestimmter
Polymere bilden. Beispielsweise wurde herausgefunden (siehe z.B.
De Jong et al., Macromolecules, 31, S. 6397-6402, (1998)), dass
die Schmelztemperatur von Stereokomplexen von Poly(milchsäure) beträchtlich
höher ist
als die Schmelztemperatur der beiden enantiomeren Kristallite.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung ist die stereokomplexe Gelstruktur das Ergebnis der Wechselwirkung
oligomerisierter Monomere einer Chiralität mit oligomerisierten Monomeren
der entgegengesetzten Chiralität,
wobei beide oligomerisierten Monomere an hydrophilen Polymeren vorliegen.
Die Gruppen oligomerisierter Monomere können irgendwo an den Polymerketten
vorliegen, nämlich
auch an den Kopf- oder Schwanz-Positionen der Polymerketten. Bevorzugt
jedoch liegen die Gruppen oligomerisierter Monomere als Verzweigungen
oder Pfropfpolymere an verschiedenen Polymerketten vor, die die
Gelstruktur aufbauen. Zum Zwecke der Klar heit wird angemerkt, dass
in der vorliegenden Beschreibung und den Ansprüchen der Begriff „Pfropfpolymer" weder oligomerisierte
Comonomere am Kopf und Schwanz einer Polymerhauptkette noch Blöcke solcher
oligomerisierter Comonomere umfasst, die in eine Polymerhauptkette
eingebaut sind.
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Das
Gel wird durch Mischen von mindestens zwei verschiedenen Systemen
(A) und (B) gebildet, wobei jedes System eine Lösung oder eine Dispersion wasserlöslicher
oder wasserdispergierbarer Polymere ist, die oligomere Pfropfpolymere
aufweisen. Die Pfropfpolymere werden durch Polymerisation von bevorzugt
einer Art von chiralem Monomer (z.B. D- oder L-Milchsäure) erhalten.
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Die
Hydrogel-Zusammensetzung gemäß der vorliegenden
Erfindung weist somit ein Gemisch auf aus (A) einem wasserlöslichen
oder wasserdispergierbaren Polymer in einem wässrigen System, wobei zumindest ein
Teil des Polymers mindestens zwei Gruppen enthält, die Oligomere oder Cooligomere
sind, die zumindest teilweise aus chiralen Monomeren gebildet sind,
und (B) einem wasserlöslichen
oder wasserdispergierbaren Polymer in einem wässrigen System, wobei zumindest
ein Teil des Polymers mindestens zwei Gruppen enthält, die
Oligomere oder Cooligomere sind, die zumindest teilweise aus chiralen
Monomeren mit einer Chiralität gebildet
sind, die der der Monomere im Gemisch (A) entgegengesetzt ist, sodass
der chirale Teil der Oligomere oder Cooligomere im Gemisch (B) im
Wesentlichen den der Gruppen des Gemisches (A) ergänzt, wobei
in der Hydrogel-Zusammensetzung
die Gruppen an den Polymeren aus dem Gemisch (A) zu einer physikalischen Wechselwirkung
mit den Gruppen aus dem Gemisch (B) führen.
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System
(A) umfasst wasserlösliche
oder wasserdispergierbare Polymere mit Pfropfpolymeren, die aus Monomeren
einer bestimmten Chiralität
gebildet sind. System (B) umfasst wasserlösliche oder wasserdispergierbare
Polymere mit Gruppen, die aus Monomeren einer entgegengesetzten
Chiralität,
nämlich
den Enantiomeren der in System (A) verwendeten Monomeren, gebildet
sind.
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Wahlweise
liegt ein geringer Molprozentanteil eines anderen Monomers (z.B.
Glycolsäure)
zufällig
verteilt in der Gruppe oligomerisierter Monomere vor. Die Gegenwart
dieses Comonomers sollte die Fähigkeit
der Gruppen, z.B. Pfropfpolymere, nicht verhindern, zu einer Wechselwirkung
zu führen,
um einen assoziierten Komplex mit Gruppen, z.B. Pfropfpolymeren
mit entgegengesetzter Chiralität,
zu bilden.
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Alternativ
ist das Pfropfpolymer ein Cooligomer, das eine blockartige Struktur
aufweist, wie z.B. X-Y, wobei X aus nichtchiralen Monomeren (z.B.
ein Polyethylenglycolblock) gebildet ist und Y aus chiralen Monomeren
(z.B. ein Poly(D- oder L-milchsäure)block)
gebildet ist.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung kann ein Hydrogel durch Mischen von zwei oder mehreren
erfindungsgemäßen wasserlöslichen
oder wasserdispergierbaren Polymeren erhalten werden, wobei das
Hydrogel hervorragende Freisetzungseigenschaften aufweist, leicht
mit z.B. Proteinmaterial beladen wird und ohne die Verwendung organischer
Lösemittel
hergestellt werden kann.
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Bevorzugt
sind die oligomerisierten Monomere, die nachstehend als „Pfropfpolymere" bezeichnet werden,
biologisch abbaubar. Die Pfropfpolymere sind bevorzugt durch hydrolysierbare
Bindungen mit dem Polymer verknüpft.
Das gesamte Freisetzungssystem kann biologisch abbaubar oder biologisch
verträglich
sein.
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Es
ist auch möglich,
die gewünschte
Wirkung zu erhalten, nämlich
die Stereokomplex-Wechselwirkung, wenn Pfropfpolymere, die aus Monomeren
einer Chiralität
gebildet sind, und Pfropfpolymere, die aus Monomeren einer entgegengesetzten
Chiralität
gebildet sind, auf derselben Polymerkette vorliegen. Wenn solche
gepfropften Polymere in dem Gemisch vorliegen, können sie auch die Stereokomplex-Wechselwirkung zeigen.
Bevorzugt jedoch ist jede Polymerkette mit Oligomeren gepfropft,
die aus Monomeren derselben Chiralität gebildet sind. Noch bevorzugter
haben die Pfropfpolymere eine monodisperse Kettenlängenverteilung, d.h.
alle Pfropfpolymere haben im Wesentlichen die gleiche Länge.
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Es
versteht sich aus dem Vorstehenden, dass die Eigenschaften des gebildeten
Gels in großem
Umfang von der Art, der Anzahl und der Länge der aufgebrachten Pfropfpolymere
bestimmt werden.
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Bei
dem Hydrogel gemäß der vorliegenden
Erfindung ist die mittlere Kettenlänge der oligomeren oder cooligomeren
Gruppen bevorzugt ausreichend gering, um das Polymer in Wasser löslich oder
dispergierbar zu machen.
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Das
Hydrogel gemäß der vorliegenden
Erfindung weist wasserlösliche
oder wasserdispergierbare Polymere auf, in denen die mittlere Kettenlänge der
Pfropfpolymergruppen bevorzugt ausreichend hoch ist, um eine physikalische
Wechselwirkung zwischen den Pfropfpolymeren zu erhalten, die aus
Monomeren entgegengesetzter Chiralität gebildet sind, wobei sich
die physikalische Wechselwirkung von der physikalischen Wechselwirkung unterscheidet,
die auftreten würde,
wenn die Pfropfpolymere aus einem racemischen Gemisch der gleichen
Monomere gebildet wären.
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In
einem Pfropfpolymer können
unterschiedliche Mengen von Enantiomeren aufgebracht werden. Es versteht
sich, dass die Wechselwirkung zwischen den Pfropfpolymeren am höchsten sein
wird, wenn die Pfropfpolymere auf dem Polymer in einem System aus
Monomeren einer Chiralität
gebildet sind, während
der andere Teil der Pfropfpolymere eine entgegengesetzte Chiralität aufweist.
Alternativ ist es auch möglich, Pfropfpolymere
zu verwenden, die mit eine Chiralität aufweisenden Monomeren angereichert
sind, anstatt dass sie ausschließlich aus Monomeren einer Chiralität gebildet
sind, solange die Pfropfpolymere des Polymers in dem anderen System
auf eine Weise angereichert sind, dass sie im Wesentlichen entgegengesetzt
zu der der ersten ist. Dies kann z.B. durch Oligomere oder Cooligomere
in Form von Monomerblöcken
mit der gleichen Chiralität
realisiert werden.
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Um
das Hydrogel der vorliegenden Erfindung zu bilden, ist es erforderlich,
dass eine Polymerkette, damit sie zur Kohärenz der Gelstruktur beiträgt, mit
mindestens zwei Pfropfpolymeren gepfropft ist. Auf diese Weise kann
ein Netzwerk gebildet werden.
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Die
Anzahl von Pfropfpolymeren wird durch den Substitutionsgrad (DS)
des wasserlöslichen
oder wasserdispergierbaren Polymers dargestellt. Ein DS von 100
bezieht sich auf ein Polymer, in dem jede Monomereinheit des Polymers
durch ein Pfropfpolymer substituiert ist, wohingegen sich ein DS
von 0 auf ein ungepfropftes Polymer bezieht. Damit ein Gel gebildet
wird, ist ein minimaler DS erforderlich. Der DS kann durch Verändern der
Synthesebedingungen, insbesondere der Bedingungen während der
Verknüpfung
der Pfropfpolymere mit dem Polymer, variiert werden. Dies kann beispielsweise
durch Verändern
des Verhältnisses
von oligomeren Pfropfpolymeren zu Polymer in dem Synthesegemisch
durchgeführt
werden. Andere Parameter, die verwendet werden können, um den DS zu steuern,
umfassen Reaktionstemperatur und Reaktionszeit. Wie vorstehend erklärt ist,
sollte der minimale DS für
den Teil der Polymerketten, die zur Gelstruktur beitragen, mindestens
zwei Pfropfpolymeren pro Polymerkette entsprechen.
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Andererseits
ist es erforderlich, dass der DS nicht zu groß ist, damit der Bestandteil
wasserlöslich
oder wasserdispergierbar ist. Der für die gewünschte Löslichkeit oder Dispergierbarkeit
erforderliche DS-Wert kann experimentell in einem Versuchsablauf
erhalten werden, der als solcher für den Fachmann auf dem Gebiet Routine
ist. Bevorzugt ist die Anzahl von Pfropfpolymeren pro Polymerkette
größer als
2, bevorzugter liegt sie zwischen 2 und einer Zahl, die einem DS
von etwa 25 entspricht. Der korrespondierende DS-Wert wird von dem
Molekulargewicht des Polymers abhängen.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
der Hydrogel-Zusammensetzung gemäß der vorliegenden
Erfindung ist der mittlere Substitutionsgrad des wasserdispergierbaren
Polymers mit oligomeren oder cooligomeren Gruppen ausreichend hoch,
um ein Netzwerk zu erhalten, in dem die Vernetzungen durch physikalische Wechselwirkung
des wasserlöslichen
oder wasserdispergierbaren Polymers gebildet sind.
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Bevorzugt
ist der mittlere Substitutionsgrad ausreichend gering, um die Polymerstruktur
wasserlöslich oder
wasserdispergierbar zu machen.
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Die
Pfropfpolymerlänge
wird durch den Polymerisationsgrad (DP) repräsentiert, der die Menge von Monomeren
ist, die ein Pfropfpolymer ausbil den. Der DP kann durch Verändern der
Synthesebedingungen variiert werden, z.B. durch Verändern des
Verhältnisses
Initiator zu Pfropfmonomeren.
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Der
DP sollte ausreichend hoch sein, damit die Pfropfpolymere so in
Wechselwirkung treten, dass ein Gel gebildet werden kann. Sind andererseits
die Pfropfpolymere zu lang, wird die Wasserlöslichkeit oder Wasserdispergierbarkeit
ungenügend.
Typischerweise ist bei einem Poly(milchsäure)-Pfropfpolymer der mittlere DP
größer als
6, bevorzugter liegt er zwischen 7 und 25, aber natürlich wird
dieser Wert von der Art des Oligomers, das als Pfropfpolymer verwendet
wird, sowie von der Art des Polymers abhängen.
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Bei
einem Hydrogel, das wasserlösliche
Polymere aufweist oder daraus besteht, wie z.B. Dextran-Polymere,
von denen ein Teil mit Poly(D-milchsäure) und der andere Teil mit
Poly(L-milchsäure)
gepfropft ist, ist der untere DS-Wert bevorzugt ein Wert, der 2
Pfropfpolymeren pro Polymerkette entspricht. Der obere Wert ist bevorzugt
ungefähr
25 und ein mittlerer DP liegt zwischen 6 und 25. Bevorzugt sind
die beiden Teile gleich.
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Es
versteht sich, dass die bevorzugten Werte für DS und DP im Wesentlichen
von der Art der Pfropfpolymere und den erforderlichen Eigenschaften
des resultierenden Gels abhängen,
obgleich auch die Art des verwendeten Polymers und andere Bedingungen
Einfluss haben können.
Weisen beispielsweise die oligomeren oder cooligomeren Gruppen des
einen Gemisches Poly(D-milchsäure)
und die oligomeren oder cooligomeren Gruppen des anderen Gemisches
der erfindungsgemäßen Hydrogel-Zusammensetzung
Poly(L-milchsäure)
auf, ist es bevorzugt, dass beide oligomeren oder cooligomeren Gruppen
eine mittlere Kettenlänge
von 7-25 Monomeren aufweisen.
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Tatsächlich können die
Freisetzungseigenschaften und andere Eigenschaften des resultierenden Gels,
wenn es bei einer gesteuerten Freisetzung angewandt wird, für eine besondere
Anwendung feineingestellt und angepasst werden, indem DP und DS
variiert werden, was ein enormer Vorteil der vorliegenden Erfindung
ist.
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Es
ist auch möglich,
dass die Pfropfpolymere Cooligomere verschiedener Monomere sind,
solange mindestens eines der verwendeten Monomere eine Chiralität aufweist,
die der von mindestens einem der Monomere entgegengesetzt ist, die
in den Pfropfpolymeren des Polymers des anderen Systems verwendet
wird.
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In
einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung sind die Pfropfpolymere des Polymers
in System (A) im Wesentlichen aus den L-Enantiomeren eines Monomers
und die Pfropfpolymere des Polymers in System (B) im Wesentlichen
aus D-Enantiomeren desselben Monomers gebildet.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
des Hydrogels gemäß der vorliegenden
Erfindung sind die Oligomere oder Cooligomere der Gemische (A) oder
(B) aus der Gruppe gewählt,
die Homooligomere von D-Milchsäure,
statistische Cooligomere von D-Lactid/ε-Caprolacton, Di- und Triblockblends
von D-reicher Poly(milchsäure),
Poly(D-lactid-coglycolid), Di- und Triblock-Cooligomere von Poly(ethylenglycol)
/ Poly(D-milchsäure),
Poly(methylmethacrylat), Poly(α-methyl-α-ethyl-β-propiolacton),
Poly(tertbutylethylenoxid), Poly(tert-butylethylensulfid), Poly[β,-(1,1-dichlorpropyl)β-propiolacton],
Poly(α-benzylglutamat),
Poly(methylbenzylmethacrylat), Poly(vinyl-N-butylpyridiniumbromid),
Poly(natriumstyrolsulfonat), Poly(tert-butylthüran), Poly(α-methylbenzylmethacrylat), Poly[β-(1,1-dichlorethyl)-β-propiolacton]
und deren Gemische umfasst, und die Monomere des anderen Gemisches
sind aus den Enantiomeren der Monomere des ersten Gemisches gebildet.
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In
einer anderen bevorzugten Ausführungsform
ist das wasserlösliche
oder wasserdispergierbare Polymer des Hydrogels der vorliegenden
Erfindung aus der Gruppe gewählt,
die aus Dextran, Stärke,
Cellulosederivaten, Albumin, Lysozym, Poly(aminosäuren), Poly(lysin)
und verwandten Copolymeren, Poly(glutaminsäure) und verwandten Copolymeren,
Poly((meth)acrylaten) / ((Meth)acrylamiden), Poly(vinylalkohol),
Poly(ethylenglycol), wasserlöslichen
Polyphosphazenen oder dereb Gemischen besteht.
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Wird
es als System mit gesteuerter Freisetzung angewandt, wird der freizusetzende
Wirkstoff nach der Bildung des Gels eingefügt, nämlich nach der Zusammengabe
der Gemische (A) und (B).
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Da
das Gel der vorliegenden Erfindung in Abwesenheit organischer Lösemittel
hergestellt wird, kann alternativ der freizusetzende Wirkstoff der
Zusammensetzung vor der Bildung des Gels zugesetzt werden, nämlich vor
der Zusammengabe von System (A) und System (B). Der Wirkstoff wird
somit mit System (A) und/oder System (B) gemischt, und diese Systeme
werden anschließend
gemischt, wobei sich unter geeigneten Reaktionsbedingungen das Gel
bilden wird.
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Die
Pfropfpolymergruppen können
direkt oder mittels einer Bindungsgruppe an die Polymere gebunden
sein in Abhängigkeit
von der Reaktivität
der Gruppen und des Polymers. Ein Beispiel für so eine Bindungsgruppe ist
Carbonyldümidazol
(CDI). Solche Bindungsgruppen werden weiter umgesetzt, wenn die
Pfropfpolymere mit dem Polymer verbunden werden. Die Bindungsgruppe
könnte
auch angewandt werden, um die biologische Abbaubarkeit des Produkts
zu erhöhen.
Gemäß einer
bevorzugten Aus führungsform
der vorliegenden Erfindung gibt es eine Bindungsgruppe zwischen
dem wasserlöslichen
oder wasserdispergierbaren Polymer und der oligomeren oder cooligomeren
Gruppe, wobei diese Bindungsgruppe eine hydrolysierbare Gruppe aufweist.
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Die
Pfropfpolymere können
durch Oligomerisierung der Monomere gebildet werden, was bevorzugt durch
Verwendung eines Initiators ausgeführt wird. Der Initiator wird üblicherweise
in das oligomere Pfropfpolymer eingebaut. Solche Initiatoren sind
Verbindungen mit einer primären
oder sekundären
Hydroxylgruppe, z.B. Ethyllactat oder andere aliphatische oder aromatische
Lactatester, Benzylalkohol, Laurylalkohol, 1,4-Butandiol, Adipinsäure, (Monomethoxy)PEG,
2-(2-Methoxyethoxy)ethanol oder deren Gemische. Es sollte darauf geachtet
werden, dass die Verwendung dieser Initiatoren keine toxischen Mengen
(von Reaktionsprodukten) dieser Initiatoren in dem resultierenden
Gel hervorruft, wenn es in vivo angewandt wird. Aus diesem Grund
ist es bevorzugt, als Initiator endogene Verbindungen oder Verbindungen,
die von endogenen Verbindungen abgeleitet sind, zu verwenden. Die
Verwendung solcher Verbindungen als Initiator verhindert nicht akzeptable (d.h.
toxische) Mengen dieser Verbindungen oder ihrer Reaktionsprodukte.
Ein Beispiel für
einen geeigneten Initiator ist Ethyllactat, das z.B. in Säugern leicht
zu den relativ harmlosen Verbindungen Ethanol und Lactat hydrolysiert
wird.
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Wird
ein Initiator angewandt, können
die Pfropfpolymere in dem resultierenden Produkt den Initiator (einen
Teil des Initiators) als Endgruppe tragen. Die Menge des Initiators
im Verhältnis
zu der Menge von Pfropfmonomeren kann verwendet werden, um den DP-Wert
maßzuschneidern.
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Die
Oligomerisierung wird in der Gegenwart eines geeigneten Katalysators
durchgeführt.
So ein Katalysator kann ausgewählt
sein aus der Gruppe aus Zinnoctoat, Aluminiumalkoxiden (z.B. Aluminiumtris(2-propanoat),
Zinkpulver, CaH2, Sn(IV)tris-2-ethylhexanoat,
Tetraphenylporphinatoaluminium, Aluminiumtrüsopropoxid, chirale Schiffsche
Base/Aluminiumalkoxide, Al(Acac), SALEN-Al-OCHs, t-BuOLi, Bu3SnOCH3, PbO, Zinkoxid,
Diethylzink, Zinkchlorid, Zinnchlorid, Magnesiumsalz, Zn(Acac)2, ZnEt2-Al(OiPr)3,
(ZnEt2 + AlEt2 + nH2O), Yttriumoxid oder deren Gemischen.
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Das
Pfropfen der Polymere kann durch Mischen der Pfropfpolymere mit
den oder ohne die Bindungsgruppen und der Polymere in einem geeigneten
Lösemittel
bewirkt werden. Bevorzugt werden die Pfropfpolymere mit den Bindungsgruppen
gemischt. Solche Lösemittel
können
ausgewählt
sein aus aprotischen Lösemitteln,
in Abhängigkeit
von dem verwendeten Polymer, z.B. Dimethylsulfoxid für z.B. Polydextrane,
wonach die Pfropfpolymerisationsreaktion unter geeigneten Bedingungen
durchgeführt
wird, die von einem Fachmann leicht bestimmt werden können. Danach
wird das Lösemittel
entfernt.
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Der
Substitutionsgrad kann durch Verändern
der Menge an (co)oligomerem Pfropfpolymer und wasserlöslichem
Polymer, z.B. dem Verhältnis
von Lactiden zu Dextran, gesteuert werden.
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Ein
anderer Parameter, der in den Hydrogelen gemäß der vorliegenden Erfindung
verwendet werden kann, ist die Gegenwart von (Co)oligomeren in dem
Hydrogel, die nicht auf das Polymer gepfropft sind. Solche nicht
gebundenen (Co)oligomere bilden eine physikalische Wechselwirkung,
die ähnlich
ist wie vorstehend beschrieben. Die nicht gebundenen (Co)oligomere
treten in Wechselwirkung mit den auf dem Polymer vorliegenden Pfropfpolymeren
und „besetzen" somit die Pfropfpolymere
und reduzieren folglich die Wechselwirkung zwischen den verschiedenen
Polymerketten durch die Pfropfpolymere, wodurch ein Gel gemacht
wird, das weicher ist und/oder einen niedrigeren Schermodul aufweist.
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Die
oligomeren Gruppen können
durch eine Kopplungsreaktion mit dem Polymer verknüpft werden, z.B.
durch Bilden einer Carbonat- oder Esterbindung zwischen auf dem
Polymer vorliegenden Hydroxylresten mit Hydroxylgruppen (Carbonatbindung)
oder Carbonsäuregruppen
(Esterbindung) der oligomeren Gruppen.
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Einige
oligomeren Gruppen, die besondere Verwendung in der vorliegenden
Erfindung finden, sind bifunktionell, d.h. haben zwei funktionelle
Gruppen, mit denen die Kopplung an das Polymer ausgeführt werden kann.
Milchsäure-Oligomere
tragen beispielsweise eine Hydroxylgruppe an einem Ende und eine
Carbonsäuregruppe
an dem anderen Ende der Kette. Diese Carbonsäure-Endgruppe kann in ihrer
freien Form vorliegen oder kann blockiert sein, z.B. in der Form
eines Esters mit einer Gruppe, die z.B. von dem Initiator stammt.
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Stereokomplexe
können
aus einem Gemisch solcher Oligomere (d.h. den nicht gebundenen oligomeren
Gruppen als solchen) gebildet werden, d.h. einem racemischen Gemisch
aus Oligomeren, die aus D-Monomeren gebildet sind, und Oligomeren,
die aus L-Monomeren gebildet sind, (die als „D-Oligomere" bzw. „L-Oligomere" bezeichnet werden).
Es wurde herausgefunden, dass die Stereokomplex-Bildung entweder
in der sogenannten parallelen oder anti-parallelen Orientierung
der chiral unterschiedlichen Oligomere stattfindet.
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In
Stereokomplexen mit der parallelen Orientierung ist jedes D-Oligomer
mit einem L-Oligomer gepaart, sodass der Anfang (α-Position)
jedes D-Oligomers
neben der a-Position eines L-Oligomers, mit dem es den Stereo komplex
bildet, vorliegt. Ebenso sind die Endpositionen (ω-Position)
der chiral unterschiedlichen Oligomere ω-ω gepaart.
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In
antiparallelen Stereokomplexen jedoch zeigen die D-Oligomere eine
solche Vorliebe für
eine Paarbildung, dass ihre a-Position neben der ω-Position (Endposition)
des L-Oligomers liegt.
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Ob
parallele oder antiparallele Stereokomplexe gebildet werden, hängt hauptsächlich von
der Art der Oligomeren ab, nämlich
den Monomeren, die zur Herstellung dieser Oligomeren verwendet werden.
Beispielsweise sind in einem Gemisch aus Poly(D-lactid) und Poly(L-lactid)
ein Poly(Llactid)-Segment und ein Poly(D-lactid)-Segment in paralleler
Weise gepackt (Okihara, T.; Tsuji, M; Kawaguchi, A.; Katayama, K.I.;
Tsuji, H.; Hyon, S.H.; Ikada, Y. J. Macromol. Sci. Phys. 1991, B30
(182), 119-140).
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Es
wurde herausgefunden, dass diese Vorliebe für eine parallele oder antiparallele
Orientierung der Oligomeren eingesetzt werden kann, um ein Hydrogel
zu erhalten, das ein bestimmtes günstiges rheologisches Verhalten
aufweist.
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Beispielsweise
kann ein Hydrogel aus einem Gemisch (A) und (B) wie vorstehend beschrieben
aus Polymeren hergestellt werden, die mit Gruppen gepfropft sind,
die von bifunktionellen Oligomeren stammen, die eine Vorliebe für eine parallele
Orientierung zeigen. Wenn der Hauptteil der oligomeren Gruppen auf
den Polymeren im Gemisch (A) mit dem Polymer durch einen Rest (z.B.
den Rest an der a-Position) verbunden ist, während die Oligomeren im Gemisch
(B) mit dem Polymer durch den Rest an der gegenüberliegenden Position des bifunktionellen
Oligomers (d.h. den Rest an der ω-Position)
verbunden sind, wird ein Gemisch erhalten, das eine verstärkte Gelbildung
zeigt, nämlich
stärkere
Gele (höherer
G'-Wert), im Vergleich
zu Polymeren, die mit oligomeren Gruppen gepropft sind, die an das
Polymer durch die gleiche funktionelle Gruppe in beiden Gemischen
(A) und (B) gebunden ist, die den gleichen DP und DS aufweisen.
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Durch
Wahl unterschiedlicher Synthesebedingungen für das Pfropfpolymerisieren
der Polymere in Gemisch (A) und für das Pfropfpolymerisieren
der Polymere in Gemisch (B) kann ein Gel erhalten werden, in dem die
parallele Orientierung der oligomeren Gruppen erleichtert ist. Ist
die parallele Orientierung der korrespondierenden Oligomere bevorzugt,
führt dies
zu einem stärkeren
Gel als wenn die gleichen oligomeren Gruppen in antiparalleler Orientierung
vorliegen (wobei diese Orientierung erleichtert wird, indem die
gleichen Synthesebedingungen beim Pfropfpolymerisieren in beiden
Mischungen eingesetzt werden).
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Werden
umgekehrt Pfropfpolymere verwendet, die von Oligomeren stammen,
die antiparallele Stereokomplexe bilden, wird das stärkere Gel
erhalten, wenn die Synthesebedingungen für die Pfropfpolymerisation bei
beiden Gemischen gleich sind.
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Daher
wird gemäß einer
weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung eine Hydrogel-Zusammensetzung wie vorstehend
beschrieben geschaffen, in der die oligomeren Gruppen von bifunktionellen
Oligomeren stammen, die parallele Stereokomplexe bilden, in denen
ein wesentlicher Teil der oligomeren Gruppen durch einen chemischen
Rest mit dem Polymer in Gemisch (A) verknüpft ist, der sich von dem korrespondierenden
Rest unterscheidet, durch den ein wesentlicher Teil der oligomeren
Gruppen mit dem Polymer in Gemisch (B) verknüpft sind.
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Werden
umgekehrt antiparallele oligomere Gruppen (d.h. Gruppen, die von
Oligomeren stammen, die antiparallele Stereokomplexe bilden) einge setzt,
werden stärkere
Gele erhalten, wenn die Gruppen durch die gleiche Gruppe mit dem
Polymer in den Gemischen (A) und (B) verknüpft werden. Das Verknüpfen durch
verschiedene Gruppen, wie es vorstehend beschrieben ist, könnte in
diesem Fall eingesetzt werden, um die Stärke (G'-Wert)
der resultierenden Gele zu vermindern.
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Eine
Erleichterung der parallelen oder antiparallelen Orientierung der
oligomeren Gruppen kann einfach durch Wahl geeigneter Synthesebedingungen
erhalten werden. Werden beispielsweise Polymere mit Hydroxylgruppen
in den Gemischen (A) und (B) verwendet und parallel komplexbildende
Oligomere als oligomere Gruppen verwendet, wobei diese Oligomere
insofern bifunktionell sind, dass sie eine Hydroxylgruppe an einem Ende
und eine Carbonsäuregruppe
an dem anderen Ende aufweisen, kann der Fachmann Synthesebedingungen
bei Gemisch (A) wählen,
die zu der Bildung einer Carbonatbindung führen. Die Carbonatbindung wird
zwischen der Hydroxylgruppe der oligomeren Gruppe und der Hydroxylgruppe
des Polymers gebildet. Die Synthesebedingungen bei Gemisch (B) können so
gewählt
werden, dass eine Esterbindung zwischen der Carbonsäuregruppe
der oligomeren Gruppe und der Hydroxylgruppe des Polymers gebildet
wird. Werden die zwei Gemische (A) und (B) anschließend zusammengemischt,
wird die Gelbildung durch die antiparallele Orientierung der oligomeren
Gruppen verstärkt.
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Vor
dem Mischen von (A) und (B) können
die einzelnen Gemische einer Solvatisierung unterzogen werden, die
das Mischen für
eine bestimmte Zeitdauer umfasst.
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Eine
interessante mögliche
Verwendung der Erfindung ist die Verwendung der Gemische (A) und
(B) für
die Herstellung eines Medikaments für eine in-vivo-Bildung des
Hydrogels. Werden die Gemische (A) und (B) gemischt, wird das resultierende
Gemisch anfangs flüssig
sein, da die Bildung eines Hydrogels einige Zeit benötigen wird.
Wird dieses Gemisch injiziert, bevor die Bildung eines Hydrogels
abgeschlossen ist, wird das Hydrogel in vivo gebildet werden. Dies
wird durchgeführt,
indem die Gemische (A) und (B) ex vivo gemischt werden und dieses
Gemisch in flüssiger
Form injiziert wird, wonach sich das Hydrogel in vivo bildet.
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Die
stereokomplexen Hydrogele gemäß der vorliegenden
Erfindung sind makroskopische Gele. Die Gele können in ihrer makroskopischen
Form verwendet werden, angewandt z.B. für die Herstellung von Implantaten.
Die stereokomplexen Hydrogele können
auch für
Medikamente für
eine topische Anwendung verwendet werden, in denen ein Wirkstoff
verabreicht werden kann, indem das mit Wirkstoff beladene Gel auf
die Haut aufgebracht wird. Dies kann z.B. bei der Behandlung von
Verbrennungen und Verbrühungen
verwendet werden.
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Alternativ
können
die Gele als Mikrokugeln ausgebildet sein, beispielweise durch Sprühtrocknen.
Eine andere Möglichkeit
zum Bilden von Mikrokugeln ist in der PCT/NL97/00625 beschrieben,
die ein zweiphasiges Verfahren offenbart, in dem ein Zwei-Phasen-System
aus zwei inkompatiblen wasserlöslichen
Polymeren und mindestens einer freisetzbaren Verbindung gebildet
wird. Gemäß der vorliegenden
Erfindung umfasst ein Verfahren zur Herstellung eines Hydrogels
in Form von Mikrokugeln die Bildung eines Zwei-Phasen-Systems, wahlweise
in der Gegenwart einer freisetzbaren Verbindung, indem zwei der
wasserlöslichen
oder wasserdispergierbaren Polymere so gewählt werden, dass sie inkompatibel
sind, wobei das Hydrogel aus diesem Zwei-Phasen-System gebildet
wird.
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Somit
können
injizierbare Mikrokugeln erhalten werden, die für eine gesteuerte Freisetzung
eines Wirkstoffs geeignet sind, der bevorzugt eingebracht wird,
bevor die Gelbildung stattfindet.
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Eine
andere interessante Anwendung des Gels der vorliegenden Erfindung
besteht darin, Zellmaterial zu verkapseln, insbesondere lebende
Zellen. Dies ist für
die Gewebetechnologie von besonderem Interesse. Diese Verkapselung
kann durch Mischen der Zellen und/oder anderer Wirkstoffe, wie z.B.
Wachstumsfaktoren, in einem der Gemische (A) oder (B) bewirkt werden,
wonach das andere Gemisch zugegeben wird, wodurch das Gel gebildet
wird. Anstelle von Zellen können
andere biologische oder nicht biologische Verbindungen als Wirkstoff
verwendet werden. Beispiele sind Plasmid-DNA, virale Vektoren und
kolloidale Träger,
wie z.B. Liposomen, ISCOMs, Polyplexe (d.h. Kombinationen von (kationischen)
Polymeren – wie
z.B. organischen Polyphosphazenen oder Polyacrylaten – und DNA),
Lipoplexe (d.h. Kombinationen von (kationischen) Lipiden und DNA),
Nanopartikel (d.h. Kugeln auf Polymerbasis im Größenbereich von Nanometern),
feste Lipidpartikel im kolloidalen Größenbereich, Emulsionen, wie
z.B. intralipidartige Systeme, und deren Kombinationen. Verbindungen
mit niedrigem Molekulargewicht können
auch verkapselt werden.
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Die
vorliegende Erfindung schafft auch ein Verfahren zur Herstellung
eines Hydrogels mit den Schritten der Herstellung zweier Gemische
eines substituierten wasserlöslichen
oder wasserdispergierbaren Polymers, wobei die Herstellung jedes
Gemisches umfasst:
- 1) Polymerisation eines
Monomers wahlweise in Gegenwart eines geeigneten Initiators, wobei
das Monomer des einen Gemisches das Enantiomer des Monomers des
anderen Gemisches ist;
- 2) Reaktion des Produkts des vorhergehenden Schrittes mit einer
geeigneten Verknüpfungsverbindung;
- 3) Reaktion des Produkts des vorhergehenden Schrittes mit dem
wasserlöslichen
oder wasserdispergierbaren Polymer und
- 4) Mischen der zwei Gemische.
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Bevorzugt
enthält
der geeignete Initiator in Schritt 1) eine primäre oder sekundäre Hydroxylgruppe.
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Die
Erfindung betrifft weiterhin die Verwendung von zwei entgegengesetzten
enantiomeren Formen eines Monomers in einem Oligomer oder Cooligomer,
wobei das Oligomer oder Cooligomer an Polymerketten gebunden ist,
um diese Polymerketten physikalisch zu verknüpfen.
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Ob
ein spezifisches Gemisch gepfropfter Polymere die Bildung eines
Gels hervorruft, kann wirksam beurteilt werden, indem das rheologische
Verhalten des Gemisches gemessen wird. Das Vorhandensein physikalischer
Wechselwirkungen (Stereokomplexe) wird zu einem elastisch(er)en
Verhalten führen,
wie es sich z.B. in dem Speichermodul (G'), dem Verlustmodul (G''), tan δ(= G"/G')
und/oder dem Kriechverhalten wiederspiegelt, die experimentell bestimmt
werden können.
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Die
vorliegende Erfindung wird nun in den folgenden Beispielen erläutert, die
den Bereich der Erfindung nicht einschränken sollen.
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BEISPIEL 1
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Synthese von Dex-Lactat-((DP)mittl. = 15, (DS)mittl. =
10)-Hydrogelen
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Eine
Ringöffnungspolymerisation
von Lactid (L-Lactid für
System (A) und D-Lactid für
System (B), jeweils 5 g) wurde durchgeführt unter Verwen dung von 2-(2-Methoxyethoxy)ethanol
(MEE, 0,556 g) als Initiator und Zinnoctoat (0,093 g) als Katalysator.
Die Polymerisation wurde in der Schmelze bei 130 °C für vier Stunden durchgeführt, sodass
sich MEE-L-Milchsäure-Oligomer
(A) und MEE-D-Milchsäure-Oligomer
(B) ergaben. 1 zeigt
das Reaktionsschema für
die Synthese von Dex-Lactat (8), in dem DP der Polymerisationsgrad und
DS der Substitutionsgrad (Anzahl von Milchsäure-Oligomeren pro 100 Glucopyranose-Einheiten)
von Dextran ist.
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Anschließend wurde
Carbonyldümidazol
(CDI, 1,122 g, 2 Äquiv.,
6,92 mmol) in Tetrahydrofuran (THF) in einer Stickstoffatmosphäre gelöst. Die
MME-Lactate (A) und (B) (jeweils 4 g, 3,46 mmol) aus dem vorhergehenden
Schritt wurden in THF zugegeben, um getrennte CDI-Gemische zu bilden.
Jedes Reaktionsgemisch wurde vier Stunden bei Raumtemperatur unter
Stickstoffatmosphäre
gerührt.
Die Produkte wurden durch Ausfällen
in Wasser gereinigt, um restliches CDI zu inaktivieren. Nach Zentrifugieren
wurde das Produkt in Acetonitril gelöst und über MgSO4 getrocknet.
Nach Filtration wurde das organische Lösemittel unter reduziertem Druck
entfernt, sodass sich für
jedes Gemisch (A) und (B) ein viskoses Öl ergab. Beide Produkte (A)
und (B) wurden in getrocknetem DMSO gelöst.
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Danach
wurden zwei Gemische hergestellt, in denen Dextran (5,6 g) in trockenem
Dimethylsulfoxid (DMSO) gelöst
wurde, bevor 4-(N,N-Dimethylamino)pyridin
(DMAP, 1,06 g, 0,25 Äquiv.
zu Dextran, 8,65 mmol) zugegeben wurde. Nach Auflösung von
DMAP wurden die MEE-Lactat-Carbonylimidazol-Gemische
(A) und (B) (jeweils 4,48 g, 3,46 mmol) des vorhergehenden Schrittes
jeweils zu einem Teil gegeben, sodass sich zwei neue Gemische (A)
und (B) ergaben. Diese Gemische wurden 4 Tage bei Raumtemperatur
unter Stickstoffatmosphäre
gerührt,
wonach die Reaktion beendet wurde, indem konzentrierte HCl zugegeben
wurde, um DMAP und Imidazol zu neutralisieren. Die Reaktionsgemische
wurden gegen entmineralisiertes Wasser bei 4 °C dialysiert. Die rohen Dex-Lactat-Produkte wurden gefriergetrocknet,
und die unverknüpften
Lactat-Oligomere
wurden durch Extraktion mit Dichlormethan entfernt. Nach Filtration
und Verdampfung wurde das reine Produkt erhalten.
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Die
Produkte hatten Pfropfpolymere mit einem mittleren Polymerisationsgrad
(DP)mtti. von 15, und der mittlere Substitutionsgrad (DS)mtti. des
Polymers war 10.
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80%ige
Hydrogele wurden durch Mischen eines Gemisches aus 200 mg Produkt
(A) aus dem vorhergehenden Schritt in 800 µl Acetatpuffer, pH = ungefähr 4 (um
eine Hydrolyse zu minimieren) mit Produkt (B) (auch 200 mg/ 800 µl Acetatpuffer,
pH = ungefähr
4) in gleichen Mengen hergestellt. Vor dem Mischen wurden die einzelnen
Produkte während
drei Tagen bei Raumtemperatur dispergiert.
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BEISPIEL 2
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Synthese von Dex-Lactat-((DP)mittl. = 9, (DS)mittl. =
10)-Hydrogelen
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Die
Vorgehensweise von Beispiel 1 wurde wiederholt, aber andere Mengen
der Reaktanten wurden stattdessen verwendet: L- (oder D-) Lactid
(10 g), MEE (1,85 g, 0,015 mol), Zinnoctoat (0,3 g, 0,74 mmol, 5 mol-%
zu MEE).
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Von
dem Produkt dieses ersten Schrittes wurden 4,23 g (5,5 mmol) mit
CDI (1,79 g, 2 Äquiv.,
11 mmol) verwendet.
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Das
Dex-Lactat-MEE wurde unter Verwendung des Produkt des vorhergehenden
Schrittes (5,32 g, 6,17 mmol) und DMAP (1,88 g 0,25 Äquiv., 15
mmol) erhalten.
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Die
Produkte hatten Pfropfpolymere mit einem mittleren Polymerisationsgrad
(DP)mittl. von 9, und der mittlere Substitutionsgrad
(DS)mittl.. des Polymers war 10.
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Die übrige Vorgehensweise
war ähnlich
wie die in Beispiel 1.
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BEISPIEL 3
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Rheologisches
Verhalten
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Die
Rheologie der Proben, die in den vorstehenden Beispielen hergestellt
wurden, wurde untersucht. Die Gemische (A) und (B) aus den vorstehenden
Beispielen wurden entweder solvatisiert bevor sie gemischt wurden,
wobei sie für
eine bestimmte Zeitdauer gerührt
wurden, oder sie wurden direkt gemischt.
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Beim
Mischen von (A) und (B) wurde die Gelbildung mit einem Rheometer
(TA Instruments AR 1000-N) unter Verwendung von Kegel/Platte aus
Stahl mit 2 cm, 1 Grad und einer Lösemittelfalle, die mit Siliconöl mit 100
mPa·s
gefüllt
war, bei einer Frequenz von 1 Hz verfolgt. Die Messungen wurden
im Modus mit gesteuerter Dehnung durchgeführt, in dem die Kraft gemessen
wird, um eine Deformation von 1 % zu erhalten. Die Ergebnisse sind
als Speichermodul G' ausgedrückt, welcher
die elastische Speicherung von Energie in der Probe darstellt. Bei
einer echten Newtonschen Flüssigkeit
ist G' Null. Ein
höherer
G'-Wert entspricht
einer Gelstruktur. Per Definition definiert tan δ = 1 den Sol-Gel-Übergang.
Ein tan δ-Wert
von kleiner als 1 zeigt auch eine Gelbildung an. Allgemein haben
die Gele, die gemäß der vorliegenden
Erfindung erhalten wurden, einen tan-δ-Wert, der kleiner als 0,3 ist.
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Typische
Rheogramme für
20 Gew.-% Dextran-L-Lactat (mittlerer DP = 15 (2) oder 9 (3))
in Wasser sowie für
ein Gemisch von 10 Gew.-% Dextran-L-Lactat (mittlerer DP = 15 (2) oder 9 (3)) und 10 Gew.-% Dextran-D-Lactat (mittlerer
DP = 15 (2) oder 9 (3)) in Wasser sind dargestellt.
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Das
Gemisch der L- und D-Form (Gemisch (A) und (B)) zeigte einen Anstieg
von G' als Funktion
der Zeit, wohingegen eine enantiomere Form des Dex-Lactat-Produkts
keinen solchen Anstieg zeigte. Der Anstieg von G' im Falle des Gemisches aus (A) und
(B) zeigt, dass das Produkt immer elastischer wird. Dieses Phänomen wurde
nicht bei einer enantiomeren Form beobachtet. Dies wird durch die
Bildung von Stereokomplexen zwischen zwei enantiomeren Formen erklärt.
-
Tabelle
1: Speichermodule der Dex-Lactat-Produkte aus Beispiel 1und 2
-
-
Tabelle
3: Entwicklung der Speichermodule über die Zeit bei den Dex-Lactat-Produkten
aus Beispiel 2 mit DP
mittl. = 9.
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Die
experimentellen Daten in den Tabellen 1-3 und Figuren 2 und 3 zeigen
deutlich das unterschiedliche rheologische Verhalten der Hydrogele
der vorliegenden Erfindung im Vergleich zu den Bezugsbeispielen („L oder
D" in Tabelle 1
und Versuche „b" und „d" in Tabelle 2 und
3).
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Darüber hinaus
zeigen die gereinigten Beispiele gemäß der vorliegenden Erfindung
(„c" in Tabelle 2 und
3) höhere
Speichermodule im Vergleich zu den nicht gereinigten Beispielen
gemäß der vorliegenden
Erfindung („a" in Tabelle 2 und
3) .
-
Schließlich bewirkt
eine längere
Solvatationszeit die Bildung eines Gels mit einem höheren Endwert des
Moduls.
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BEISPIEL 4
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Synthese, Charakterisierung
und Eigenschaften von Dex(L)Lactat/ Dex-(D)Lactat-Gelen
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Materialien
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L-Lactid
((3S-cis)-3,6-Dimethyl-1,4-dioxan-2,5-dion, >99,5 %) und D-Lactid ((3R-cis)-3,6-Dimethyl-1,4-dioxan-2,5-dion, >99,5 %) wurden von
Purac Biochem BV (Gorinchem, Niederlande) erhalten und ohne weitere
Behandlung verwendet. Zinnoctoat (Zinn(II)-bis(2-ethylhexanoat), SnOct2,
95 %) (Sigma Chemical Co., St Louis, MO, USA), Dichlormethan, Kaliumperoxydisulfat
(KPS) (Merck, Darmstadt, Deutschland) und 2-(2-Methoxyethoxy)ethanol
(Aldrich-Chemie, Steinheim, Deutschland) wurden wie erhalten verwendet.
Tetrahydrofuran (THF) und Acetonitril (HPLC-S, Gradient Grade) wurden
von Biosolve LTD (Valkenswaard, Niederlande) bezogen. THF wurde
unmittelbar vor der Verwendung über
LiAlH4 destilliert. Dextran (von Leuconostoc mesenteroides,
Mn = 15.000 Da und Mw = 32.500 Da, gemäß Bestimmung
durch GPC-Analyse), Dimethylsulfoxid (DMSO, <0,01 % Wasser) Glycidylmethacrylat
(GMA, (±)-2,3-Epoxypropylmethylpropenoat,
95 % durch GPC), N,N,N',N'-Tetramethylethylendiamin (TEMED) und
Siliconöl
(DC 200, 110 mPa·s)
wurden von Fluka Chemie AG (Buchs, Schweiz) erhalten. 4-(N,N-Dimethylamino)pyridin
(DMAP, 99 %) und N,N'-Carbonyldümidazol
(CDI, 98 %) waren von Acros Chimica (Geel, Belgien). Dialyseröhrchen (Cellulose,
Molkulargewichts-Ausschlußgrenze
12.000 – 14.000
(auf Basis von Proteinen)) wurden von Medicell International Ltd. (London,
UK) bezogen.
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Methacryliertes
Dextran (Dex-MA) mit einem Substitutionsgrad (DS, die Anzahl von
Methacrylat-Resten je 100 Glucopyranose-Einheiten von Dextran) von
4 wurde gemäß dem ausführlich in
Van Dijk-Wolthuis, W.N.E.; Franssen, 0.; Talsma, H.; Van Streenbergen,
M.J.; Kettenes-van den Bosch, J.J.; Hennink, W.E. Macromolecules
1995, 28, 6317-6322 beschriebenen Verfahren synthetisiert. Van Dijk-Wolthuis,
W.N.E.; Kettenes-van den Bosch, J.J.; Van der Kerk-van Hof, A.;
Hennink, W.E. Macromolecules 1997, 30, 3411-3413.
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Synthese polydisperser Milchsäure-Oligomere
-
Milchsäureoligomere
mit verschiedenen DP wurden durch eine Ringöffnungspolymerisationsreaktion von
Lactid mit 2-(2-Methoxyethoxy)ethanol (MEE) und Zinnoctoat als Initiator
bzw. Katalysator gemäß De Jong et
al. (De Jong, S.J.; Van Dijk-Wolthuis,
W.N.E.; Kettenes-van den Bosch, J.J.; Schuyl, P.J.W.; Hennink, W.E. Macromolecules
1998, 31, 6397-6402) synthetisiert. Der mittlere Polymerisationsgrad
(DPmittl.) des gebildeten MEE-Lactats wurde
durch das Verhältnis
MEE/Lactid gesteuert.
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Herstellung monodisperser
Milchsäure-Oligomere
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Monodisperse
Milchsäure-Oligomere
wurden durch Fraktionierung von polydispersem MEE-Lactat mit präparativer
HPLC (Säule:
Econosphere C8, 10 Mikron, 250 x 22 mm; Alltech, Illinois, USA)
mit einem ÄKTA Purifier
(Pharmacia Biotech AB, Schweden) hergestellt. Polydisperses Oligomer
(1 g) wurde in 1 ml Wasser/Acetonitril (50 Gew.-%) gelöst, und
500 µl
dieser Lösung
wurden auf die Säule
injiziert. Es wurde ein Gradient von 100 % A (Wasser/Acetonitril
95:5) bis 100 % B (Acetonitril/Wasser 95:5) in 50 Minuten gefahren.
Die Flussrate betrug 5,0 ml/min, UV-Detektion (λ = 195 nm). Die Chromatogramme
wurden mit der Software Unicorn Analyse Module (Version 2.30) analysiert.
Die einzelnen Oligomere wurden gesammelt und Fraktionen mit entsprechendem
DP wurden zusammengegeben. Das Lösemittel
wurde unter reduziertem Druck entfernt. Die Oligomere wurden mit
HPLC, NMR und MS charakterisiert.
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Synthese von aktiviertem
Milchsäure-Oligomer
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Um
die Oligomere mit Dextran zu verknüpfen, wurde die Hydroxylgruppe
des Oligomers unter Verwendung von N,N'-Carbonyldümidazol (CDI) aktiviert. Im
Wesentlichen wurde die gleiche Vorgehensweise verwendet wie für die Synthese
von Hydroxyethylmethacrylat-(HEMA-)Lactat-CI. Kurz gefasst wurde
CDI (3,6 g, 22 mmol, 2 Äquiv.)
in getrocknetem Tetrahydrofuran (THF, 100 ml) in einer Stickstoffatmosphäre gelöst. MEE-Lactat
(z.B. DPmittl. 9; 8,46 g, 11 mmol, 1 Äquiv.) wurde
in THF (10 ml) gelöst
und der CDI-Lösung
zugegeben. Das Reaktionsgemisch wurde vier Stunden bei Raumtemperatur
in einer Stickstoffatmosphäre
gerührt. Danach
wurde Dichlormethan (DCM, 200 ml) zugegeben, und das Reaktionsgemisch
wurde mit Wasser (100 ml) gewaschen, um überschüssiges CDI zu zersetzen und
das Imidazol zu entfernen. Anschließend wurde die Wasserschicht
zweimal mit DCM (50 ml) extrahiert. Die organischen Schichten wurden
vereinigt und über
Magnesiumsulfat getrocknet. Nach einer Filtration wurde das organische
Lösemittel
unter reduziertem Druck entfernt, sodass sich das MME-Lactat-CI, DPmittl. 9 ergab.
-
1H NMR (CDCl3): δ 8,16 (m,
1H, C(O)-N-CH=N), 7,44 (m,
1H, C(O)-N-CH=CH), 7,07 (m,
1H, C(O)-N-CH=CH), 5,35 (q, 1H, CH-O-C(O)-N),
5,23-5,12 (überlappendes
q, CH), 4,28 (m, 2H, CH 2-O-C(O)), 3,66 (m, 2H, CH3-O-CH 2),
3,60 (m, 2H, CH 2-O),
3,51 (m, 2H, CH2-O), 3,37 (s, 3H, CH 3-O), 1,72 (d, CH 3-CH-O-C(O)N),
1,63-1,50 (überlappendes
d, CH-CH 3) 13C NMR (CDCl3): δ 169,5 C=O, 168,8 C(O)-N, 137,1 N-CH-N, 121,6 + 117,1 N-C=C-N, 71,7 CH2, 71,5 (CH3)CH-O-C(O)-N, 70,3 CH2 69,3-68,7 CH3-CH
+ CH2-OCH3, 64,3 CH2-O-C(O), 58,9 CH3O, 25,5 CH3-CH-O-C(O)-N,
16,6/ 16,5 CH3
-
Synthese von Dex-Lactat
-
Dextran-Lactat
(Dex-Lactat) wurde unter Verwendung des gleichen Verfahrens wie
für die
Synthese von Dex-Lactat-HEMA
synthetisiert. Kurz gefasst wurden Dextran 40.000 (10 g) und DMAP
(2 g, 16,3 mmol, 0,25 Äquiv.
zu Glucopyranose-Einheiten von Dextran) in getrocknetem DMSO (90
ml) gelöst.
Anschließend wurde
in trockenem DMSO (5 ml) gelöstes
MEE-Lactat-CI (z.B. DPmittl. 9, 5,7 g, 6,17
mmol) zugegeben. Die Lösung
wurde bei Raumtemperatur 4 Tage in einer Stickstoff-Atmosphäre gerührt, wonach
die Reaktion durch Zugabe konzentrierter HCl (2 ml, 1 Äquiv) beendet
wurde, um DMAP und Imidazol zu neutralisieren. Das Reaktionsgemisch
wurde eingehend bei 4 °C
gegen Wasser (reverse Osmose) dialysiert. Das Dex-Lactat-Produkt
wurde durch Gefriertrocknung gesammelt. Um Spuren unverknüpfter Milchsäure-Oligomere zu entfernen, wurde
das Dex-Lactat-Produkt (10 g) mit Dichlormethan (400 ml) extrahiert.
Das Produkt wurde in einem Vakuumofen bei 40 °C getrocknet, sodass sich Dex-Lactat
mit DPmittl. 9 und einem Substitutionsgrad
(DS, Anzahl der Oligomere je 100 Glucopyranose-Einheiten von Dextran) von 3 ergab.
Der DS wurde durch 1H NMR als (x·100)/y
berechnet, wobei x das Integral der CH3-Gruppen
des Milchsäure-Oligomers
bei 1,41 ppm dividiert durch (3DP) ist, wobei DP der Polymerisationsgrad
ist, und y das Integral des anomeren Protons von Dextran bei 5,14-4,95
ppm ist.
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1H NMR (12,5 % 2H2O/DMSO-d6): δ 5,14-4,95
(breites m, restliches OH, CH,
CH-O-C(O)-N), 4,65 (breites
s, anomeres Proton Dextran), 4,16 (m, 2H, CH 2-O-C(O)), 3,84-3,18
(m, (6H) Dextran, (2H) CH3-O-CH 2, (4H) CH 2-O,
(3H) CH 3-O),
1,41 (überlappendes
d, CH 3-CH-O-C(O)N,
CH-CH 3) 13C NMR (12,5 % 2H2O/DMSO-d6): δ 170,4 C(O)-O-CH2,
169,8 C=O, 98,5 C anomer, 73,7 C3, 72,1 C2, 71,6 CH2,
70,7 C5, 70,3 C4,
69,9 CH2, 69,8
(CH3)CH-O-C(O)-O-Dex,
69,3 CH, 68,5 CH2, 66,2 CH2 (Dex),
64,8 CH2,
58,5 CH, 20,6 CH3-CH-O-C(O)-O-Dex,
16,9 CH3
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Rheologische Versuche
-
Für die rheologischen
Versuche wurden zwei Arten von Polymerlösungen hergestellt: Eine enthält Dex-(L)Lactat
und die andere Dex-(D)Lactat. Die Auflösungszeit betrug mindestens
einen Tag bei Raumtemperatur. Acetat-Puffer pH 4 wurde als Lösemittel
gewählt,
um eine Hydrolyse des Dex-Lactats zu verhindern.
-
Gleiche
Mengen der Dex-(L)Lactat- und Dex-(D)Lactat-Lösungen wurden gemischt, homogenisiert und
schnell in das Rheometer (AR 100 Gerät von TA Instruments, Gent,
Belgien) eingebracht. Für
die meisten Versuche wurde eine Platte/Platte-Messgeometrie (Acryl,
4 cm Durchmesser, Spalt 1 mm) verwendet. Eine Kegel/ Platte-Messgeometrie
(Stahl, 2 cm Durchmesser mit einem Winkel von 1 Grad, Spalt 31 um)
wurde verwendet, wenn nur eine geringe Materialmenge verfügbar war.
Die Gelbildung der Dex-Lactat-Lösungen fand zwischen
dem Kegel und der Platte der Messgeometrie statt. Eine Lösemittelfalle
wurde verwendet, um eine Verdunstung des Lösemittels zu verhindern. Zusätzlich wurde
eine dünne
Schicht Siliconöl
(110 mP·s)
aufgebracht, um die Dex-Lactat-Probe zu umhüllen, um dadurch eine Verdunstung
zu verhindern.
-
Die
Gelbildung des Gemisches der Dex-Lactat-Lösungen wurde durch Messung
des Scher-Speichermoduls (G')
sowie des Verlustmoduls (G'') bei 20 °C für 6 bis
18 Stunden überwacht.
Eine Frequenz von 1 Hz und eine gesteuerte Dehnung von 1 % wurden
angewandt. Die in diesen Versuchen verwendete Dehnung war so gering
wie möglich,
um den Einfluss der Deformation auf die Bildung des Dex-Lactat-Hydrogels
zu minimieren. Am Ende der Gelbildung wurden zwei Arten rheologischer
Messungen durchgeführt.
Erstens wurden Kriechversuche durchgeführt, um die viskoelastischen
Eigenschaften der Proben festzustellen. Daher wurde eine konstante
Kraft (gleich der Kraft, die am Ende der Gelbildungsmessung angelegt
wird, um 1 % Deformation zu erhalten, was im linearen viskoelastischen
Bereich liegt) während
60 Sekunden angelegt, während
die Dehnung überwacht
wurde. Zweitens wurde die Temperatur von 20 °C auf 80 °C in 30 Minuten erhöht, während einige
rheologische Parameter überwacht
wurden (Frequenz 1 Hz, 1 % Dehnung). Bei 80 °C wurde wieder ein Kriechversuch
durchgeführt.
Eine konstante Kraft, gleich der Kraft, die bei 80 °C angelegt
wurde, um 1 % Dehnung zu erhalten, wurde angelegt. Danach wurde
die Probe auf 20 °C
in 30 Minuten abgekühlt,
während
G' und G" überwacht wurden (Frequenz 1
Hz, 1 % Dehnung) und anschließend
wurde wieder ein Kriechversuch durchgeführt.
-
Als
Kontrolle wurden die gleichen rheologischen Versuche mit einer Lösung von
Dex-(L)Lactat ausgeführt.
Um das rheologische Verhalten physikalisch vernetzter Dex-Lactat-Hydrogele
mit chemisch vernetzten Gelen zu vergleichen, wurden Messungen mit
einem Hydrogel auf Basis von methacryliertem Dextran (Dex-MA) durchgeführt. Dex-MA-Hydrogele
wurden durch eine radikalische Reaktion einer wässrigen Dex-MA-Lösung (DS
4, 10 Gew.-% Dex-MA in 0,01 M Phosphatpuffer pH 7) hergestellt.
Lösung
A wurde durch Zugeben von 50 µl
TEMED (500 µl/ml,
pH-Wert eingestellt auf 7) zu 450 µl einer Dex-MA-Lösung erhalten, während Lösung B ein
Gemisch aus 410 µl
Dex-MA-Lösung
und 90 µl
KPS-Lösung
(50 mg/ml in 0,01 M Phosphatpuffer pH 7) war. 100 µl der Lösungen A
und B wurden gemischt und direkt in die Messgeometrie des Rheometers
eingebracht.
-
Die
rheologischen Versuche wurden auf die gleiche Weise durchgeführt wie
bei den Dex-Lactat-Produkten.
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NMR-Spektrometrie
-
NMR-Spektren
wurden mit einem 300 MHz Gemini-Spektrometer
aufgenommen (Varian Associates Inc. NMR Instruments, Palo Alto,
CA, USA). Ungefähr
30 mg Milchsäure-Oligomer
wurden in 0,8 ml Deuterochloroform gelöst und 30 mg Dex-Lactat wurden
in einem Gemisch aus 0,8 ml Dimethylsulfoxid-d6 und
0,1 ml 2H2O gelöst (alle
Lösemittel
wurden von Cambridge Isotope Laboratories, Andover, USA erhalten).
Für die 1H NMR wurde Chloroform (bei 7,26 ppm) als
Bezugslinie verwendet, während
bei DMSO-d6 die zentrale DMSO-Linie auf
2,50 ppm eingestellt wurde. Eine Impulslänge von 4,5 µs (PW90 ≈ 12 µs) wurde
mit einer Relaxationsverzögerung
von 15 s verwendet. Für 13C-NMR-Spektren
wurde die Impulslänge
auf 4,5 ms (PW90 ≈ 12 µs) und die Relaxationsverzögerung auf
2 s eingestellt. Die zentrale Linie in dem Chloroform-Triplet bei 76,9 ppm
wurde als Bezugslinie verwendet, während bei DMSO-d6 (99,9
% 2H, Cambridge Isotope Laboratories, Andover,
USA) die zentrale DMSO-Linie auf 39,5 ppm eingestellt wurde.
-
FTIR-Transmissionsspektroskopie
und photoakustische Spektroskopie (PAS)
-
IR-Transmissionsspektren
der Milchsäure-Oligomere
wurden mit einem Biorad FTS-25 Interferometer/ Spektrometer aufgenommen.
Dünne Filme
von L-Milchsäure-Oligomer
sowie auch vom Gemisch aus der L- und D-Form wurden aus Dichlormethan-Lösungen auf
ein KBr-Plättchen gegossen.
Die Interferogramme wurden bei einer spektralen Auflösung von
2 cm-1 im Rapid-Scan-Modus (5 kHz) mit einem Detektor aus deuteriertem
Triglycinsulfat (DTGS) aufgenommen. 32 Scans wurden gemittelt, um
ein gutes Signal-Rausch-Verhältnis
zu erzielen. Eine Fourier-Transformation ergab die IR-Transmissionsspektren,
die gegen Hintergrundspektren abgeglichen wurden, die von dem reinen
KBr-Plättchen bei
einer identischen Parametereinstellung erhalten wurden. Photoakustische
(PA) IR-Spektren von Dex-Lactat wurden mit einem Biorad FTS-6000 Step-Scan
Interferometer/ Spektrometer erhalten. Nach dem rheologischen Versuch
wurden ausgewählte Dex-Lactat-Produkte über Nacht
bei Raumtemperatur getrocknet. Die IR-Spektren dieser Produkte wurden
mit dem PA-Detektionsverfahren gemessen. Der allgemeine Vorteil
dieses Verfahrens besteht darin, dass keine weitere Aufbereitung
der Probe (d.h. die Dex-Lactat-Produkte) erforderlich ist. Daher
können
IR-Spektren von Feststoffen direkt und ziemlich schnell erhalten
werden. Die Interferogramme wurden bei einer spektralen Auflösung von
8 cm-1 unter Verwendung eines photoakustischen
Detektors MTEC-200 aufgenommen. Sie wurden im Step-Scan-Modus des
Interferometers bei 800 Hz Schrittfrequenz des sich bewegenden Spiegels
erhalten. Das Scannen im Step-Scan-Modus des Interferometers ergab ein
viel besseres Signal-Rausch-Verhältnis. 32 Scans
wurden gemittelt und einer Fourier-Transformation unterzogen, um
die IR-PA-Spektren von Dex-Lactat zu ergeben. Alle IR-PA-Spektren wurden unter
Verwendung der PA-Bezugsprobe Ruß abgeglichen.
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Ergebnisse
-
Synthese der mit Lactat
gepfropften Dextrane
-
Für die Synthese
von Dex-Lactat (1) wurde
im Wesentlichen die gleiche Strategie verwendet wie für die Synthese
von Dex-Lactat-HEMA. Zuerst wurde das Milchsäure-Oligomer (3) über eine
Ringöffnungspolymerisation
von Lactid synthetisiert. Nach Aktivierung der Hydroxyl-Endgruppe
mit N,N'-Carbonyldümidazol (CDI,
4) wurde das resultierende Lactat-CI (5) mit Dextran (7) verknüpft, sodass
sich Dex-Lactat (8) ergab. Der Einbau der Milchsäure-Oligomere unter den Standard-Reaktionsbedingungen,
4 Tage Reaktionszeit bei Raumtemperatur, betrug ungefähr 30 %.
Höhere
Ein baugrade, bis zu 60 %, können
durch längerer
Reaktionszeiten (18-24 Tage) oder höhere Reaktionstemperaturen
(80 °C)
erreicht werden. Eine HPLC-Analyse zeigte, dass unter den gewählten Reaktionsbedingungen
keine Umesterung auftrat.
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Gelbildung von Dex-Lactat-Lösungen
-
4 zeigt die rheologischen
Eigenschaften als Funktion der Zeit von Dex-(L)Lactat-Lösung und
einem Gemisch aus Dex-(L)Lactat- und Dex-(D)Lactat-Lösung. G' und tan δ von Dex-(L)Lactat
veränderten
sich nicht mit der Zeit. Im Gegensatz dazu zeigte das Gemisch aus
Dex-(L)Lactat und Dex-(D)Lactat eine Erhöhung von G' (sogar nach 18 Stunden war noch kein
wirklicher Plateau-Wert erreicht) und einen dramatischen Abfall von
tan δ (von
1,2 auf 0,1) mit der Zeit. Die Netzwerkbildung kann einer Assoziation
der enantiomeren Milchsäureketten
(Stereokomplexbildung) zugeordnet werden. Die Tatsache, dass kein
wirklicher Plateau-Wert von G' erreicht
wurde, wird oft bei physikalisch vernetzten Netzwerken beobachtet,
wie z.B. Gelatine, siehe beispielsweise Bot, A.; Van Amerongen,
I.A.; Groot, R.D.; Hoekstra, N.L.; Agterof, W.G.M. Polymer Gels
and Networks 1996, 4, 189-227.
-
5 zeigt die Ergebnisse der
Kriechversuche mit den Proben aus 4 nach
ungefähr
18 Stunden. Das Verzögerungsprofil
zeigt ein vollständig
viskoses Verhalten für
Dex-(L)Lactat (5A),
was im Übereinstimmung
mit dem hohen für
tan δ beobachteten
Wert ist (4). Bei dem
Dex(L)Lactat-Gemisch wurde in Übereinstimmung
mit dem niedrigen Wert für
tan δ (4) ein elastisches Verhalten
in dem Kriechversuch beobachtet (5B).
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Thermoreversibilität
-
Die
rheologischen Eigenschaften eines chemisch vernetzten methacrylierten
Dextran-Gels wurden als Funktion der Temperatur überwacht. 6 zeigt, dass G' proportional mit der Temperatur anstieg,
was in Übereinstimmung
mit der Gummi-Elastizitätstheorie
von Flory steht. Bei 80 °C
blieb das Dex-MA-Hydrogel vollständig
elastisch, wie bei einem Kriechversuch beobachtet wurde (Ergebnis
nicht dargestellt). Während
des Kühlens
wurde das umgekehrte G'-Profil
beobachtet und G' bei
20 °C war
gleich G' vor dem
Erwärmen.
-
Im
Gegensatz dazu zeigten die Dex-Lactat-Gele eine vollkommen andere
Temperaturabhängigkeit. Beim
Erwärmen
der Dex-Lactat-Hydrogele sank G' (6). Das Verlustmodul (G'')des Gemisches bei 80 °C war beinahe
gleich dem G" eines
einzelnen Isomers von Dex-Lactat (nicht dargestellt), was anzeigt,
dass keine Vernetzungen in dem Gemisch geblieben waren. Kriechversuche
an beiden Systemen bei dieser Temperatur zeigten ein viskoses Verhalten
wie in 5A. 6 zeigt, dass sich G' beim Kühlen erhöhte und
schließlich den
ursprünglichen
Wert von G' bei
20 °C erreichte,
dargestellt durch den vertikalen Pfeil. Ein Kriechversuch zeigte
das gleiche Muster wie in 5B,
was die vollständig
thermoreversiblen Eigenschaften des Gemisches beider Isomere und
die physikalische Beschaffenheit der Vernetzungen beweist.
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Elastische
Eigenschaften als Funktion der Frequenz. In 7 wird ein G'-Profil eines Dex-Lactat-Hydrogels mit
einem chemisch vernetzten methacrylierten Dextran-Hydrogel als Funktion
der Frequenz verglichen. G' des
Dex-Methacrylat-Hydrogels war unabhängig von der angewandten Frequenz,
was wieder die Existenz eines echten Gumminetzwerks zeigte, das
bei Hydrogelen mit dauerhaften (chemischen) Vernetzungen erwartet
wird. (Siehe z.B. De Smedt, S.C.; Lauwers, A.; Demeester, J.; Van
Steenbergen, M.J.; Hennink, W.E.; Roefs, S.P.F.M. Macromolecules
1995, 28, 5082-5088). Jedoch sank G' des Dex-Lactat-Gels erheblich mit fallender
Frequenz. Dies zeigt wieder die physikalische, d.h. reversible (vorübergehende)
Beschaffenheit der Vernetzungen (7).
Bei niedrigen Frequen zen brechen die Vernetzungen auf und bilden
sich in langen Zeitspannen zurück
(Netzwerk-Relaxationsprozess), während
bei hohen Frequenzen die Zeitspanne geringer wird und sich die Vernetzungen
so verhalten, als wären
sie dauerhaft, was zu einem steigenden G' führt.
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Einfluss von DP, DS und
Wassergehalt auf die Gelbildung
-
Die
in 4 dargestellten G'-Profile wurden unter
Verwendung einer Dex-Lactat-Probe
mit DPmittl. 9 und DS 3 erhalten. Wurden
Dex-Lactate mit einem höheren
DP und einem höheren
DS verwendet, zeigten die Dex-(L)Lactat(oder Dex-(D)Lactat-) Lösungen ein
viskoelastisches Verhalten. Dies wird wahrscheinlich verursacht
durch die Assoziation der längeren
Milchsäureketten
mit Oligomeren derselben Chiralität, was auch zu einer schlechteren
Wasserlöslichkeit
führt.
Jedoch wurde in dieser Probe keine Gelbildung als Funktion der Zeit
beobachtet. Im Gegensatz dazu gelierte das Dex-Lactat-Gemisch deutlich,
wie aus einem Anstieg von G' beobachtet
wurde (8A). Die Bildung
eines Gels wurde durch Kriechversuche bestätigt: Das Dex-Lactat-Gemisch
zeigte ein beinahe elastisches Verhalten, während das Dex-(L)Lactat-System
ein typisches viskoelastisches Material ist (8B).
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9 zeigt den Einfluss des
Polymerisationsgrades (A), des Wassergehalts und des Substitutionsgrades
(B) auf G' 18 Stunden
nach Mischen der Dex-(L)Lactat- mit der Dex-(D)Lactat-Lösung. Das
Mischen der Dex(L)Lactat-Lösung,
DPmittl. 5, mit der Dex-(D)Lactat-Lösung, DPmittl. 5, ergab eine leichte Erhöhung von
G' im Vergleich
zu dem G'-Wert des
entsprechenden Dex-(L)Lactat-Systems. Dies zeigt, dass ein schwaches
Hydrogel gebildet wurde als Ergebnis der Tatsache, dass die Oligomere
keine ausreichende Länge
haben, um sich aneinander zu lagern. Das Mischen von Dex-Lactaten
mit höheren
Polymerisationsgraden ergab die Bildung eines Gels, wie sich durch
einen wesentlich höheren
G'-Wert des Gemisches
im Vergleich zu dem G'-Wert
eines der Isomere wiederspiegelt (vergleiche offene und geschlossene
Symbole, 9A). Wie 9B zeigt, wurden stärkere Gele
erhalten, indem der Substitutionsgrad erhöht und der Wassergehalt des
Systems erniedrigt wurde.
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Auf Detran gepfropfte, monodisperse
Milchsäure-Oligomere
-
Rheologie
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Monodisperse
Milchsäure-Oligomere
mit einem Polymerisationsgrad im Bereich von 8 bis 12 wurden mit
Dextran verknüpft,
um die Wirkung der Kettenlänge
der Milchsäure
auf die Gelbildung zu untersuchen. Gemische aus Dex-(L)Lactat und
Dex-(D)Lactat mit dem gleichen Polymerisationsgrad der Milchsäure-Oligomere wurden
auf ihre Fähigkeit
zur Gelbildung untersucht (Tabelle 4). Aus diesen Daten ist ersichtlich,
dass Gemische aus Dex-(L)Lactat und Dex-(D)Lactat mit einem DP unter
11 überwiegend
viskos sind, sogar wenn ein hoher Substitutionsgrad (DS 17) oder
ein geringer Wassergehalt (70 %) verwendet wurde. Andererseits wurde für Dex-Lactat
DP 11 oder 12 eine Steigerung von G' beim Mischen des Dex-(L)Lactat- und
Dex-(D)Lactat-Produkts beobachtet, und es wurde ein Hydrogel gebildet.
Die Gelbildung wurde durch einen Kriechversuch bestätigt, der
ein beinahe elastisches Verhalten des Gemisches zeigte. Ein Gel
wurde auch mit Dex-(L)Lactat DP 12 und DS 17 erhalten.
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Tabelle
4: Rheologie- und PAS-Daten der Gemische aus monodispersem Dex-(L)Lactat
und Dex-(D)Lactat.
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FTIR-Transmissionsspektrometrie
und photoakustische Spektrometrie
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Infrarot-Spektroskopie
wurde eingesetzt, um die mögliche
Stereokomplexbildung in den monodispersen Dex-Lactat-Gelen zu untersuchen.
Von Vert et al. (Kister, G.; Cassanas, G.; Vert, M. Polymer 1995,
39, 267-273) wurde
gezeigt, dass IR-Spektroskopie verwendet werden kann, um zwischen
103- und 31-helikalen Konformationen
des kristallinen Homopolymers von Poly(lactid) (PLA) bzw. dem PLA-Stereokomplex
zu unterscheiden. Da scharfe IR-Bandenformen für die monodispersen Produkte
beobachtet wurden, wurden sie zu Zwecken der Interpretation verwendet.
Es wurden FTIR-Transmissionsspektren des freien monodispersen Milchsäure-Oligomers
(DP 8) und seines korrespondierenden Gemisches, die beim Mischen
Stereokomplexe bilden, aufgenommen (10).
In dem Stereokomplex war der ausgeprägteste Unterschied das Verschwinden
des Ab sorptionspeaks bei 1270 cm-1 (δCH3, vCOC, gezeigt durch die gepunktete Linie).
-
Nach
der rheologischen Messung wurden die (monodispersen) Dex-Lactat-Produkte bei Umgebungstemperatur
getrocknet. Anschließend
wurden die IR-Spektren dieser getrockneten Produkte mit dem PA-Detektionsverfahren
aufgenommen, das sich als qualitativ vergleichbar mit dem FTIR-Transmissionsverfahren herausstellte. 11 zeigt, dass ähnliche
IR-Spektren für
das Dex-(L)Lactat mit DP 8 und DP 11 sowie für das Dex-Lactat-Gemisch mit DP 8, in dem weniger
oder keine Gelbildung auftrat, erhalten wurden (Tabelle 4). Interessanterweise
wurden für
das Dex-Lactat-Gemisch
mit DP 11 (rheologische Versuche zeigten die Bildung eines Gels,
Tabelle 4) einige deutliche IR-Frequenz-Verschiebungen in dem IR-Spektrum
beobachtet. Die beobachtete Verschiebung von 1270 zu 1260 cm-1 (11B) kann wahrscheinlich
der Bildung von Stereokomplexen in dem Dex-Lactat-Gemisch zugeschrieben
werden. In Tabelle 4 ist die Anwesenheit von Stereokomplexen, wie
durch IR-PA ermittelt wurde, bei verschiedenen Dex-Lactat-Gemischen
angegeben. Bei Systemen mit DP 11 und 12 war eine Gelbildung (auf
rheologischer Basis) deutlich mit der Anwesenheit von Stereokomplexen
verbunden.
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Die
Dex-Lactat-Gemische mit DP 10 (DS 6 und DS 15) und einem Wassergehalt
von 70 % zeigten ebenfalls die gleiche IR-Frequenz-Verschiebung
(von 1270 zu 1260 cm-1), obwohl die rheologischen Daten für diese
Gemische ein überwiegend
viskoses Verhalten anzeigten. Dies zeigt, dass Stereokomplexe in
dem Dex-Lactat-Gemisch mit DP 10 und einem Wassergehalt von 70 %
gebildet werden. Jedoch können
nur wenige physikalische Wechselwirkungen (Stereokomplexe) vorliegen,
die nicht ausreichen, um ein vollständig elastisches Netzwerk zu
bilden. Bei diesen freien Milchsäure-Oligomeren
ist ein minimaler DP von 7 für
die Stereokomplexbildung erforderlich. Bei Dex-Lactaten sind längere Milchsäureketten
erforderlich, um die parallele Orientierung von mindestens 7 Milchsäure-Einheiten
entgegengesetzter Chiralität
zu erhalten, die für
die Bildung von Stereokomplexen notwendig ist.
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BEISPIEL 5
-
Proteinfreisetzung
aus durch Stereokomplexbildung vernetzten Dextrangelen
-
Gele
mit einem anfänglichen
Wassergehalt von 80 % wurden wie folgt hergestellt. Ungefähr 400 mg (genau
abgewogen) Dex-(L)Lactat (DPmittl. 9, DS
12) wurden 1,6 ml einer wässrigen
Lösung
von Lysozym oder IgG (30 mg/ml in 100 mM Phosphatpuffer pH 7,2)
zugegeben. Das Lysozym und das IgG wurden als Modell für Wirkstoffe
verwendet. In einem anderen Gläschen
wurden 400 mg Dex-(D)Lactat (DPmittl. 9,
DS 14) 1,6 ml einer wässrigen
Lysozym- oder IgG-Lösung
(30 mg/ml in 100 mM Phosphatpuffer pH 7,2) zugegeben. Man ließ das modifizierte
Dextran 48 Stunden bei 4 °C
solubilisieren. Danach wurden 900 ml von beiden Lösungen gut
gemischt, und man ließ sie
in einem Kunststoffröhrchen
(Durchmesser 1,0 cm, Länge
2,0 cm) 72 Stunden bei 4 °C
gelatinieren.
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Gele
mit einem anfänglichen
Wassergehalt von 60 % wurden durch Einstellen der Menge von Dex-Lactat-MEE,
das der Proteinlösung
zugegeben wurde, hergestellt. Die Gele wurden aus den Kunststoffröhrchen entnommen,
gewogen, 20 ml einer wässrigen
Phosphatpufferlösung
(100 mM, pH 7,2) zugegeben und bei 37 °C inkubiert. Zu regelmäßigen Zeitpunkten
wurden Proben von 2 ml entnommen und durch frischen Puffer ersetzt.
-
Die
Proteinkonzentration in den verschiedenen Proben wurde mit dem BCA-Assay
(K. Smith, R.I. Krohn, G.T. Hermanson, A.K. Mallia, F.H.
-
Provenza,
E.K. Fujimoto, N.M. Goeke, B.J. Olson, D.C. Klenk Anal. Biochem.,
Band 150, S. 76-85, 1985) bestimmt und verwendet, um die kumulative
Menge freigesetzten Proteins zu berechnen. Die 12A und 12B zeigen
die Ergebnisse.
-
Aus
diesen Ergebnissen folgt, dass die Freisetzung von der hydrodynamischen
Größe des Proteins und
dem anfänglichen
Wassergehalt des Gels abhängt.
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BEISPIEL 6
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Synthese von
Lactat-Oligomer mit freien Carbonsäure-Endgruppen
-
In
dem Stereokomplex von Poly(L-Lactid) und Poly(D-Lactid) sind ein
Poly(L-Lactid)-Segment und ein Poly(D-Lactid)-Segment in paralleler
Weise gepackt bzw. angeordnet (Okihara, T.; Tsuji, M.; Kawaguchi,
A.; Katayama, K. I.; Tsuji, H.; Hyon, S. H.; Ikada, Y. J. Macromol.
Sci. Phys. 1991, B30(1&2),
119-140). Es wurde untersucht, ob eine Stereokomplexbildung zwischen
auf Dextran gepfropften Oligomeren verstärkt war, sobald eines der Oligomere über seine
endständige
Hydroxylgruppe mit Dextran verknüpft
war und das andere über die
Carbonsäure.
Zu diesem Zweck wurde ein Oligomer über seine endständige Hydroxylgruppe
und das Oligomer mit entgegengesetzter Chiralität über seine Carbonsäuregruppe
an Dextran gekoppelt.
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Ein
Milchsäure-Oligomer
mit einer endständigen
Carboxylgruppe wurde wie folgt synthetisiert. Ein Gemisch aus L-Lactid
(5 g, 35 mmol) und Benzylalkohol (0,85 g, 7,8 mmol) wurde auf 120 °C erwärmt. Zinnoctoat (Zinn(II)
bis(2-ethylhexanoat), SnOct2, 70 mg, 0,17
mmol) wurde zugegeben, und das Gemisch wurde 2 Std. bei 120 °C gerührt. Um
die endständige
Hydroxylgruppe zu schützen,
wurde Essigsäureanhydrid
(0,875 g, 8,6 mmol) zugegeben, und das Erwärmen wurde 3 Std. fortgeführt. Die
gebildete Essigsäure
und überschüssiges Essigsäureanhydrid
wurden durch Anlegen eines Vakuums entfernt, bevor das Reaktionsgemisch
abgekühlt wurde.
Eine viskose, durchsichtige Paste wurde in einer quantitativen Ausbeute
erhalten. 1H NMR (CDCl3): δ (ppm) 7,34
(m, 5H, ArH), 5,02-5,23 (m, 11H, CH-OC=O und ArCH2O),
2,12 (s, 3H, CH3=O), 1,47-1,62 (m, 27 H,
CH3 Lactat).
-
Das
erhaltene Benzyllactat9acetat wurde in 30
ml Ethylacetat gelöst.
Stickstoff wurde durch die Lösung geperlt
und 30 mg Pd/C wurden zugegeben. Das Gemisch wurde mit einem mit
Wasserstoff gefüllten
Ballon verbunden und 24 Std. bei Raumtemperatur gerührt. Das
Gemisch wurde über
Celite filtriert, und das Lösemittel
wurde durch Rotationsverdampfung entfernt. Die letzten Spuren von
Ethylacetat wurden unter hohem Vakuum entfernt. Eine viskose, durchsichtige
Flüssigkeit
wurde in quantitativer Ausbeute erhalten (α-Carboxyl(lactat9)acetat). 1H NMR (CDCl3): δ (ppm) 7,34
(m, 5H, ArH), 5,02-5,23 (m, 11H, CH-OC=O und ArCH2O), 2,12
(s, 3H, CH3=O), 1,47-1,68 (m, 27 H, CH3 Lactat).
-
Synthese von Dextran-(Lactat9)acetat
-
Glasgeräte wurden
in einem Ofen bei 150 °C
für mindestens
eine Stunde lang getrocknet. Dextran wurde in einem Vakuumofen bei
40 °C getrocknet.
Ein heißer
10 ml Kolben wurde mit 100 mg LiCl beladen und zum Trocknen des
Salzes evakuiert. Nach Kühlen
auf Raumtemperatur wurden 535 mg trockenes Dextran 40.000 zugegeben,
und der Kolben wurde dreimal evakuiert und mit Stickstoff gefüllt. Der
Kolben wurde dann mit einem Septum verschlossen und 5 ml trockenes
DMF wurden mit einer trockenen Spritze zugegeben. Das Gemisch wurde
auf 100 °C
erwärmt,
um das Dextran zu lösen,
und dann auf Raumtemperatur abgekühlt.
-
Ein
anderer trockener 10 ml Kolben wurde mit α-Carboxyl(lactat9)acetat
(235 mg, 0,33 mmol), 4-(Dimethylamino)pyridinium-4-toluolsulfonat
(16 mg, 0,05 mmol) und Dicyclohexylcarbodümid (100 mg, 0,50 mmol) beladen.
Der Kolben wurde dreimal evakuiert und mit Stickstoff gefüllt, während er
mit einem Fön
leicht erwärmt
wurde. Der Kolben wurde dann mit einem Septum verschlossen, und
die Dextranlösung
wurde mit Hilfe einer Nadel in den Kolben überführt. Das Gemisch wurde 24 Stunden
bei Raumtemperatur gerührt.
-
Das
Reaktionsgemisch wurde mit 20 ml Wasser verdünnt und gegen Wasser (5 L)
bei 4 °C
während einer
Nacht dialysiert. Das Produkt wurde gefriergetrocknet und dann mit
50 ml CH2Cl2 eine
Stunde lang gerührt,
filtriert und im Vakuum getrocknet.
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Ausbeute:
82 % eines weißen
Pulvers. Der DS betrug 9,7 (NMR-Analyse). Produkte mit anderen Substitutionsgraden
wurden durch Einstellen des Verhältnisses
von Dextran zu Oligomer synthetisiert.
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Rheologische Bewertung
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Für die rheologischen
Versuche wurden zwei Arten von Polymerlösungen hergestellt: Eine enthält Dex-(L)Lactat
und die andere Dex-(D)Lactat. Die Auflösungszeit betrug mindestens
einen Tag bei Raumtemperatur. Acetatpuffer pH 4 wurde als Lösemittel
gewählt,
um eine Hydrolyse des Dex-Lactats zu verhindern.
-
Gleiche
Mengen der Dex-(L)Lactat- und Dex-(D)Lactat-Lösungen wurden gemischt, homogenisiert und
schnell auf das Rheometer (AR 100 Gerät von TA Instruments, Gent,
Belgien) aufgebracht. Eine Kegel/Platte-Messgeometrie (Stahl, 2 cm Durchmesser
mit einem Winkel von 1 Grad, Spalt 31 um) wurde verwendet, wenn
nur eine kleine Materialmenge verfügbar war. Die Gelbildung der
Dex-Lactat-Lösungen
fand statt zwischen dem Kegel und der Platte der Messgeometrie.
Eine Lösemittelfalle
wurde verwendet, um ein Verdunsten des Lösemittels zu verhindern. Zusätzlich wurde
eine dünne
Schicht Siliconöl
(110 mPa·s)
aufgebracht, um die Dex-Lactat-Probe
zu umhüllen,
wodurch ein Verdunsten verhindert wurde.
-
Die
Gelbildung des Gemisches der Dex-Lactat-Lösungen wurde durch Messen des
Scher-Speichermoduls (G')
sowie des Verlustmoduls (G'') bei 20 °C für 18 Stunden überwacht.
Eine Frequenz von 1 Hz und eine gesteuerte Dehnung von 1 % wurden
angewandt. Die in diesen Versuchen verwendete Dehnung war so gering
wie möglich,
um den Einfluss der Deformation auf die Bildung der Dex-Lactat-Hydrogele
zu minimieren. Die rheologioschen Eigenschaften zweier Systeme wurden
verglichen.
-
In
System I sind sowohl das L-Milchsäure-Oligomer als auch das D-Milchsäure-Oligomer über ihre endständigen Hydroxylgruppen
mit Dextran im Wesentlichen wie in Beispiel 1-4 beschrieben verknüpft (Dex-Lactat-MEE). In System
II ist das L-Milchsäure-Oligomer über seine
endständige
Carboxylgruppe verknüpft
(Dex-Lactat-Acetat), wie in dem vorliegenden Beispiel vorstehend
beschrieben ist. Das D-Oligomer wurde über seine endständige Hydroxylgruppe
verknüpft
(Dex-Lactat-MEE), wie im Wesentlichen in Beispiel 1-4 beschrieben
ist. Tabelle 5 fasst die Ergebnisse zusammen.
-
-
Tabelle
5 zeigt deutlich, dass durch Verknüpfen eines Oligomers über seine
Hydroxylgruppe und des anderen Oligomers mit entgegengesetzter Chiralität über seine
Carbonsäuregruppe
stärkere
bzw. festere Gele erhalten wurden im Vergleich zu Gelen, in denen
beide Oligomere über
ihre Hydroxylgruppen verknüpft
waren (vergleiche G'-Werte
für System
II mit denen der korrespondierenden Gele für System I).
-
Es
ist daher vorteilhaft, ein Oligomer über seine endständige Hydroxylgruppe
mit Dextran zu verknüpfen
und das Oligomer mit der entgegengesetzten Chiralität über seine
Carbonsäuregruppe.