DE60021962T2

DE60021962T2 - Poröses Stützgewebe zur Gewebewiederherstellung oder -regeneration

Info

Publication number: DE60021962T2
Application number: DE60021962T
Authority: DE
Inventors: Murty N. Vyakarnam; Mark C. Zimmerman; Angelo George Scopelianos; Mark B. Roller; David V. Gorky
Original assignee: Ethicon Inc
Current assignee: Ethicon Inc
Priority date: 1999-06-30
Filing date: 2000-06-30
Publication date: 2006-03-23
Anticipated expiration: 2020-07-01
Also published as: AU4375800A; AU782297B2; EP1452191B1; EP1452191A2; DE60021962D1; EP1452191A3

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft im allgemeinen das Gebiet der Wiederherstellung und Neubildung von Gewebe. Im besonderen betrifft die vorliegende Erfindung poröse biokompatible bioabsorbierbare Schaumstoffe, die einen Gradienten in der Zusammensetzung und/oder Mikrostruktur aufweisen, die als Matrix für die Neubildung, die Wiederherstellung oder die Vergrößerung von Gewebe dienen.
DER ERFINDUNG ZUGRUNDELIEGENDER ALLGEMEINER STAND DER TECHNIK
Offenzellige poröse biokompatible Schaumstoffe haben ein anerkanntes beträchtliches Potential für den Einsatz bei der Wiederherstellung und Neubildung von Gewebe. Frühere Bemühungen auf dem Gebiet der Gewebewiederherstellung konzentrierten sich auf den Einsatz von amorphem biokompatiblem Schaumstoff in Form von porösen Stopfen zum Ausfüllen von Hohlräumen in Knochen. Brekke, et al. (U.S. Patent Nr. 4,186,448) beschrieben den Einsatz von porösen Gitter-Stopfen, bestehend aus Polyhydroxysäure-Polymeren, wie zum Beispiel Polylaktid für das Heilen von Hohlräumen in Knochen. In der jüngsten Vergangenheit wurden mehrere Versuche unternommen, unter Einsatz verschiedener Verfahren TE-Gerüste herzustellen, zum Beispiel U.S. Patente 5,522,895 (Mikos) und 5,514,378 (Mikos et al.), die Auslaug-Stoffe verwenden; U.S. Patente 5,755,792 (Brekke) und 5,133,755 (Brekke), die Vakuumschäumverfahren verwenden; U.S. Patente 5,716,413 (Walter et al.) und 5,607,474 (Athanasiou et al.), die ausgefällte Polymergelmassen verwenden; U.S. Patente 5,686,091 (Leong et al.) und 5,677,355 (Shalaby et al.), die Polymerschmelzen mit flüchtigen Verbindungen verwenden, die bei Temperaturen, die höher sind als Raumtemperaturen, sublimieren; und U.S. Patente 5,770,193 (Vacanti et al.), 5,769,899 (Schwartz et al.) und 5,711,960 (Shikinami), die Fasergerüste auf Textilbasis verwenden. Hinsch et al. (EPA 274,898) beschrieben einen porösen offenzelligen Schaumstoff aus Polyhydroxysäuren mit Porengrößen von zirka 10 bis zirka 200 μm für das Einwachsen von Blutgefäßen und Zellen. Der von Hinsch beschriebene Schaumstoff könnte ebenfalls verstärkt werden durch Fasern, Garne, Litzen, gestrickte Gewebe, Heftgazen und dergleichen. Die Arbeit von Hinsch beschrieb ebenfalls den Einsatz einer Vielfalt von Polyhydroxysäure-Polymeren und Co-Polymeren, wie zum Beispiel Poly-L-Laktid, Poly-DL-Laktid, Polyglykolid und Polydioxanon. Die Hinsch Schaumstoffe hatten den Vorteil, daß sie regelmäßige Porengrößen und – formen aufweisen, die durch die Bearbeitungsbedingungen, die ausgewählten Lösungsmittel und die Zusatzstoffe gesteuert werden können.
Die oben genannten Verfahren weisen jedoch Beschränkungen bei der Herstellung eines Gerüstes mit einer Gradientenstruktur auf. Die meisten Gerüste sind isotrop in ihrer Form und Funktion, und es mangelt ihnen an den anisotropen Merkmalen von natürlichen Geweben.
Weiterhin besteht die Begrenzung des Standes der Technik in der Herstellung dreidimensionaler Gerüste, welche die Fähigkeit haben, die räumliche Verteilung von verschiedenen Porengrößen zu steuern. Das beschriebene Verfahren zur Herstellung der mikrostrukturell gesteuerten Schaumstoffe ist ein Niedrigtemperaturverfahren, das viele Vorteile gegenüber vielen anderen herkömmlichen Verfahren bietet. Das Verfahren gestattet zum Beispiel die Einfügung von wärmeempfindlichen Verbindungen, wie z.B. Proteine, Medikamente und andere Zusatzstoffe in die thermisch und hydrolytisch instabilen absorbierbaren Polymere.
Athanasiou et al. (U.S. Patent Nr. 5,607,474) haben unlängst den Einsatz einer Zweischichten-Schaumstoff-vorrichtung für die Reparatur von Knochenknorpeldefekten an einer Stelle vorgeschlagen, wo zwei unähnliche Arten von Gewebe vorliegen. Die Athanasiou Vorrichtung besteht aus einer ersten und aus einer zweiten Schicht, die zum Teil separat hergestellt werden und in einem nachfolgenden Schritt miteinander verbunden werden. Jede Gerüstschicht ist so ausgelegt, daß sie eine Steifigkeit und Zusammendrückbarkeit aufweist, die dem jeweiligen Knorpel- und Knochengewebe entsprechen. Da Knorpel und Knochen oft aneinander angrenzende Schichten im Körper bilden, ist dieses Herangehen ein Versuch, die Struktur des menschlichen Körpers deutlicher nachzuahmen. Jedoch ist die Schnittstelle zwischen Knorpel und Knochen im menschlichen Körper keine unstetige Verbindungsstelle von zwei unähnlichen Materialien mit einer abrupten Änderung von anatomischen Merkmalen und/oder mechanischen Eigenschaften. Die Knorpelzellen weisen eine ausgeprägt unterschiedliche Zellmorphologie und -ausrichtung auf, abhängig von dem Ort der Knorpelzelle im Verhältnis zur darunter liegenden Knochenstruktur. Der Unterschied in der Knorpelzellmorphologie und -ausrichtung sorgt für einen kontinuierlichen Übergang von der Außenfläche des Knorpels zu der darunter liegenden Knochenknorpelschnittstelle. Somit ahmt das Zweischichtensystem von Athanasiou, obwohl es eine beträchtliche Verbesserung darstellt, nicht die im menschlichen Körper vorhandenen Gewebeschnittstellen nach.
Ein anderes Herangehen an die Herstellung dreidimensionaler Schichtschaumstoffe wird vorgeschlagen von Mikos et al. (U.S. Patent Nr. 5,514,378). Bei diesem Verfahren, das recht beschwerlich ist, wird zuerst eine poröse Membran durch das Trocknen einer Polymerlösung, die auslaugbare Salzkristalle enthält, hergestellt. Danach wird eine dreidimensionale Struktur erhalten durch das Laminieren mehrerer Membranen, die gemäß einer Konturzeichnung der gewünschten Form zugeschnitten werden.
Eine der Hauptschwächen des Standes der Technik hinsichtlich von dreidimensionalen porösen Gerüsten, die für die Neubildung von biologischem Gewebe, wie zum Beispiel Knorpel verwendet werden, ist, daß ihre Mikrostruktur zufällig ist. Die Morphologie oder die Struktur dieser Gerüste variiert nicht – im Unterschied zu natürlichem Gewebe. Des weiteren sorgen heutige Gerüste nicht für einen angemessenen Nährstoff- und Flüssigkeitstransport bei vielen Anwendungen. Schließlich werden die laminierten Strukturen nicht vollständig integriert und unter in vivo Bedingungen nicht der Schichtentrennung unterzogen.
Daher ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen biokompatiblen, bioabsorbierbaren Schaumstoff bereitzustellen, der für einen kontinuierlichen Übergangsgradienten morphologischer, struktureller und/oder Materialien sorgt. Des weiteren wird bevorzugt, daß Schaumstoffe, die in der Gewebetechnik eingesetzt werden, eine Struktur aufweisen, die für einen Aufbau auf Mikrostrukturebene sorgt, welcher eine Matrix bereitstellt, die Zellinvasion, -proliferation und -differenzierung erleichtert, was letztendlich zur Neubildung von funktionellem Gewebe führt.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung stellt einen biokompatiblen Gradientenschaumstoff bereit mit einem im wesentlichen kontinuierlichen Übergang bei zumindest einem Merkmal, ausgewählt aus der Gruppe, die aus Zusammensetzung, Steifigkeit, Flexibilität, Bioabsorptionsrate, Porenarchitektur und/oder Mikrostruktur besteht. Dieser Gradientenschaumstoff kann hergestellt werden aus einer Mischung von absorbierbaren Polymeren, welche Gradientenübergänge der Zusammensetzung von einem polymeren Material zu einem zweiten polymeren Material ausbilden. In Fällen, bei denen eine einzige chemische Zusammensetzung ausreichend für die Anwendung ist, stellt die Erfindung einen biokompatiblen Schaumstoff bereit, der mikrostrukturelle Variationen in der Struktur über eine oder mehrere Dimensionen hinweg aufwei sen kann, welche die anatomischen Merkmale des Gewebes (zum Beispiel Knorpel, Haut, Knochen etc.) nachahmen können.
Die vorliegende Erfindung stellt weiterhin einen biokompatiblen Schaumstoff zur Verfügung, der miteinander verbundene Poren und Kanäle aufweist, um den Transport von Nährstoffen und/oder die Invasion von Zellen in das Gerüst zu erleichtern. Diese biokompatiblen Schaumstoffe sind besonders gut geeignet für das Erleichtern des Einwachsens von Gewebe, wie in Beispiel 7 beschrieben wird.
Bei noch einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden biokompatible Schaumstoffe offenbart, die miteinander verbundene Poren aufweisen, die aus einer Zusammensetzung ausgebildet sind, die zwischen zirka 30 Massenanteile bis zirka 99 Massenanteile von ε-Caprolakton-Wiederholungseinheiten enthalten. Diese biokompatiblen Schaumstoffe eignen sich besonders gut für die Erleichterung des Wachstums von Osteoblasten, wie in Beispiel 6 beschrieben ist.
Die vorliegende Erfindung stellt ebenfalls ein Verfahren für die Wiederherstellung oder Neubildung von Gewebe bereit, wobei ein erstes Gewebe mit einem Gradientenschaumstoff an einer Stelle auf dem Schaumstoff in Kontakt gebracht wird, der angemessene Eigenschaften für das Erleichtern des Wachstums dieses Gewebes aufweist. Das Konzept eines kontinuierlichen Übergangs bei physikalischen Eigenschaften, der chemischen Zusammensetzung und/oder mikrostruktureller Merkmale im porösen Gerüst (Schaumstoff) kann das Wachsen oder die Neubildung von Gewebe erleichtern. Diese Schaumstoffstrukturen sind besonders nützlich für die Bildung von Gewebeverbindungen zwischen zwei oder mehreren unterschiedlichen Gewebetypen. Bei einem multi-zellulären System im einfachsten Fall könnte ein Zelltyp auf einer Seite des Gerüsts vorhanden sein, und ein zweiter Zelltyp auf der anderen Seite des Gerüsts. Beispiele dieser Neubildung können sein (a) Haut: mit Fibroblasten auf einer Seite zur Neubildung von Dermis, und Keratinozyten auf der anderen Seite zur Neubildung von Epidermis; (b) Gefäßtransplantate: mit einer endothelialen Schicht auf der Innenseite des Transplantats und einer glatten Muskelzellenschicht auf der Außenseite.
KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN
1 ist eine Rasterelektronenmikroskop-Aufnahme des Querschnitts eines beliebigen Mikrostruktur-Schaumstoffes, hergestellt aus einer 5%-Lösung eines 35/65 ε-Caprolakton-Co-Glykolid-Co-Polymers.
2 ist eine Rasterelektronenmikroskop-Aufnahme des Querschnitts eines Schaumstoffes mit vertikalen offenen Kanälen, hergestellt aus einer 10%-Lösung eines 35/65 ε-Caprolakton-Co-Glykolid-Co-Polymers.
3 ist eine Rasterelektronenmikroskop-Aufnahme des Querschnitts eines Schaumstoffes mit einem Architekturgradienten, hergestellt aus einer 10%-Lösung eines 35/65 ε-Caprolakton-Co-Glykolid-Co-Polymers.
4 ist eine Rasterelektronenmikroskop-Aufnahme des Querschnitts eines Gradientenschaumstoffes, hergestellt aus einer 50/50 Mischung von 40/60 ε-Caprolakton-Co-(L)Laktid-Co-Polymer und eines 35/65 ε-Caprolakton-Co-Glykolid-Co-Polymers.
5 ist eine Rasterelektronenmikroskop-Aufnahme eines Querschnitts des oberen Abschnitts eines Gradientenschaumstoffes, hergestellt aus einer 50/50 Mischung von 40/60 ε-Caprolakton-Co-(L)Laktid-Co-Polymer und eines 35/65 ε-Caprolakton-Co-Glykolid-Co-Polymers.
6 ist eine Rasterelektronenmikroskop-Aufnahme eines Querschnitts des unteren Abschnitts eines Gradientenschaumstoffes, hergestellt aus einer 50/50 Mischung von 40/60 ε-Caprolakton-Co-(L)Laktid-Co-Polymer und eines 35/65 ε-Caprolakton-Co-Glykolid-Co-Polymers.
7 ist eine graphische Darstellung von Zellkulturdaten, 7A, 7B und 7C.
8 ist eine anatomische Skizze von Knorpelgewebe.
9A, 9B und 9C sind Rasterelektronenmikroskop-Aufnahmen eines 0,5 mm Schaumstoffes, hergestellt aus einer 50/50 Mischung eines 35/65 ε-Caprolakton-Co-Glykolid-Co-Polymers und eines 40/60 ε-Caprolakton-Co-(L)Laktid-Co-Polymers mit einer Architektur, die für die Verwendung als ein Hautgerüst geeignet ist. 9A zeigt die Porosität der Ober fläche des Gerüsts, die vorzugsweise dem Wundbett zugewandt sein würde. 9B zeigt die Porosität der Oberfläche des Gerüsts, die vorzugsweise vom Wundbett abgewandt sein würde. 9C zeigt einen Querschnitt des Gerüsts mit Kanälen, die durch die Dicke des Schaumstoffs hindurch verlaufen.
10 ist ein Dunkelfeld-40×-Photomikrobild eines dreifarbig gefärbten Musters, welches die Zellinvasion des Schaumstoffes veranschaulicht, der in 9 gezeigt wird, acht Tage nach der Implantation in ein Schweinemodell.
11 ist ein 100× kombiniertes Photomikrobild eines dreifarbig gefärbten Musters, welches die Zellinvasion des Schaumstoffes veranschaulicht, der in 9 gezeigt wird, der ebenfalls PDGF enthielt, acht Tage nach der Implantation in ein Schweinemodell.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung beschreibt poröse bioabsorbierbare Polymerschaumstoffe, die neuartige Mikrostrukturen aufweisen. Die Merkmale solcher Schaumstoffe können so gesteuert werden, daß sie geeignet sind für eine gewünschte Anwendung, indem die geeigneten Bedingungen für die Ausbildung des Schaumstoffs während der Lyophilisierung gewählt werden. Diese Merkmale bei absorbierbaren Polymeren haben deutliche Vorteile gegenüber dem Stand der Technik, bei dem die Gerüste typischerweise isotrope oder zufällige Strukturen sind. Es wird jedoch bevorzugt, daß Schaumstoffe, die in der Gewebetechnik eingesetzt werden (d.h. Wiederherstellung oder Neubildung), eine Struktur haben, die für einen Aufbau auf mikrostruktureller Ebene sorgt, der eine Matrix bereitstellt, welche Zellaufbau und Neubildung von Gewebe erleichtert, welches die anatomischen, biomechanischen und biochemischen Merkmale normaler Gewebe aufweist. Diese Schaumstoffe können eingesetzt werden für die Wiederherstellung oder Neubildung von Gewebe (einschließlich von Organen) bei Tieren, wie zum Beispiel Haustieren, bei Primaten und bei Menschen.
Die Merkmale dieser Schaumstoffe können so gesteuert werden, daß sie geeignet sind für eine gewünschte Anwendung, indem die geeigneten Bedingungen für die Lyophilisierung für die Ausbildung einer oder mehrerer der folgenden Eigenschaften ausgewählt werden: (1) miteinander verbundene Poren, die Größen aufweisen, die von zirka 10 bis zirka 200 μm (oder mehr) reichen, welche Pfade für zelluläres Einwachsen und Nährstoffdiffusion bereitstellen; (2) eine Vielfalt von Porositäten im Bereich von zirka 20% bis zirka 98% und vorzugsweise im Bereich von zirka 80% bis zirka 95%; (3) Gradient in der Porengröße über eine Richtung hinweg für vorzugsweise Zellzüchtung; (4) Kanäle, die durch den Schaumstoff hindurch für eine verbesserte Zellinvasion, Vaskularisation und Nährstoffdiffusion verlaufen; (5) Ausbildung von Mikro-Pattern von Poren auf der Oberfläche für Zellaufbau; (6) Anpaßbarkeit der Porenform und/oder -ausrichtung (zum Beispiel im wesentlichen kugelförmig, ellipsoid, säulenförmig); (7) anisotrope mechanische Eigenschaften; (8) Verbundschaumstoffe mit einem Polymerverbundgradienten für die Auslösung oder Nutzung von verschiedenen Zellreaktionen auf unterschiedliche Materialien; (9) Mischungen von verschiedenen Polymerzusammensetzungen, um Strukturen mit Abschnitten zu schaffen, die mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten zusammenbrechen; (10) Schaumstoffe, die co-lyophilisiert oder mit pharmazeutisch wirksamen Verbindungen beschichtet sind, einschließlich von, jedoch nicht beschränkt auf biologische Faktoren, wie zum Beispiel RGDs, Wachstumsfaktoren (PDGF, TGF-β, VEGF, BMP, FGF usw.) und dergleichen; (11) Fähigkeit, dreidimensionale Formen und Vorrichtungen mit bevorzugten Mikrostrukturen herzustellen; und (12) Lyophilisierung mit anderen Teilen oder medizinischen Vorrichtungen für die Schaffung einer Verbundstruktur. Diese gesteuerten Merkmale bei absorbierbaren Polymeren haben deutliche Vorteile gegenüber dem Stand der Technik, bei dem die Gerüste typischerweise isotrope oder Zufallsstrukturen ohne bevorzugte Morphologie auf Porenebene sind. Es wird jedoch bevorzugt, daß Schaumstoffe, die bei Gewebegerüsten eingesetzt werden, eine Struktur aufweisen, welche für eine Aufbau auf der Mikrostrukturebene sorgt und eine Matrix bereitstellt, welche Zellaufbau, der natürliches Gewebe nachahmen kann, erleichtert. Die Zellen haften, vermehren sich und differenzieren sich entlang der Konturen der Struktur und durch diese hindurch. Dies wird letztendlich zu einem gezüchteten Gewebe führen, das die anatomischen Merkmale von echten Geweben in großem Maße nachahmen kann.
So kann zum Beispiel, wie in 3 gezeigt wird, die Ausrichtung der Hauptachse der Poren so geändert werden, daß sie, anstatt auf der gleichen Ebene wie der Schaumstoff zu sein, senkrecht zur Ebene des Schaumstoffs ausgerichtet wird. Wie aus 3 ersichtlich ist, kann die Porengröße von einer kleinen Porengröße, im allgemeinen zwischen zirka 30 μm und zirka 50 μm zu einer größeren Größe von zirka 100 μm bis zirka 200 μm irr porösen Gradientenschaumstoffen variiert werden. Idealerweise könnte die Schaumstoffstruktur geschaffen werden für die Erleichterung der Wiederherstellung oder Neubildung von Verbindungsstellen des menschlichen Gewebes, wie zum Beispiel die bei Gelenken vorliegende Verbindung von Knorpel und Knochen. Dieser Schaumstoff würde sich von kleinen runden Poren (d.h. mit einem Durchmesser von zirka 30 μm bis zirka 150 μm) zu größeren säulenartigen Poren weiterentwickeln (d.h. mit einem Durchmesser von zirka 30 μm bis zirka 400 μm, vorzugsweise mit einem Durchmesser von zirka 100 μm bis zirka 400 μm, in den meisten Fällen mit einem Verhältnis von Länge zu Durchmesser von mindestens 2). Schaumstoffe mit Kanälen werden in 2 und in 3 veranschaulicht. Die mit diesem Verfahren ausgebildeten Kanäle beginnen im allgemeinen auf einer Oberfläche des Schaumstoffs und können die Dicke des Schaumstoffs durchqueren. Die Länge des Kanals entspricht im allgemeinen zumindest dem Zweifachen des durchschnittlichen Porendurchmessers und vorzugsweise zumindest dem Vierfachen des durchschnittlichen Porendurchmessers und am besten zumindest dem Achtfachen des durchschnittlichen Porendurchmessers. Die Länge der Kanäle für die meisten Anwendungen ist zumindest 200 Mikron, und sie können sich durch die Dicke des Schaumstoffs hindurch erstrecken. Der Durchmesser des Kanals entspricht zumindest der Größe des durchschnittlichen Porendurchmessers, und er beträgt vorzugsweise das Zwei- bis Dreifache des durchschnittlichen Porendurchmessers. Die Größe und der Durchmesser des Kanals werden selbstverständlich auf der Grundlage der gewünschten Funktionalität des Kanals ausgewählt, wie zum Beispiel Zellinvasion, Nährstoffdiffusion oder als ein Weg für die Vaskularisation.
Es gibt eine Reihe biologischer Gewebe, die Gradientenarchitekturen aufweisen. Beispiele von Geweben, bei denen ein Gradientengerüst verwendet werden könnte, schließen die folgenden ein, sind jedoch nicht auf diese beschränkt: Knochen, Bandscheiben, Gelenkknorpel, Meniskus, Bindegewebsknorpel, Sehnen, Bänder, Dura, Haut, Gefäßimplantate, Nerven, Leber und Bauchspeicheldrüse. Die nachfolgenden Beispiele heben nur einige wenige Gewebe hervor, bei denen Gradientengerüste eingesetzt werden könnten. Die Gestaltung gewebetechnisch hergestellter Gerüste zur Ermöglichung der Entwicklung dieser Organstrukturen würde in großem Maße von der Möglichkeit profitieren, eine Gradientenarchitektur im Gerüst zu entwickeln oder zu schaffen.
Knorpel
Gelenkknorpel bedeckt die Enden aller Knochen, die Gelenke bei Menschen und Tieren bilden. Der Knorpel fungiert im Gelenk als eine Vorrichtung für die Kraftverteilung und als eine Auflagefläche zwischen verschiedenen Knochen. Ohne Gelenkknorpel würden eine Belastungskonzentration und eine Reibung in einem solchen Maße auftreten, daß das Gelenk keine freie Bewegung zulassen würde. Ein Verlust des Gelenkknorpels führt üblicherweise zu schmerzhafter Arthritis und reduzierter Gelenkbewegung. Eine schematische Darstellung der morphologischen Merkmale eines gesunden Knorpels wird in 8 gezeigt.
Der Gelenkknorpel ist ein ausgezeichnetes Beispiel der natürlich vorkommenden Gradientenstruktur. Gelenkknorpel besteht aus vier verschiedenen Zonen, welche die oberflächliche oder tangentiale Zone innerhalb der ersten 10–20% der Struktur einschließt (dies schließt die Gelenkoberfläche ein), die mittlere Zone, die 40–60% der Mittelstruktur ausmacht, und die tiefe Zone, die angrenzt an die Ebbe-Flut-Marke, und eine Übergangszone zwischen Knochen und Knorpel, die aus verkalktem Knorpel besteht. Der subchondrale Knochen befindet sich angrenzend an die Ebbe-Flut-Marke, und dieser geht in den spongiösen Knochen über. In der oberflächlichen oder tangentialen Zone sind die kollagenen Fibrillen parallel zur Oberfläche. Die Fasern sind so ausgerichtet, daß sie Scherkräften widerstehen, die während der normalen Gelenkbewegung erzeugt werden. Die mittlere Zone hat eine zufällige Anordnung von Kollagenfasern eines viel größeren Durchmessers. Schließlich finden sich in der tiefen Zone größere Kollagenfaserbündel, die senkrecht zur Oberfläche sind, und sie gehen hinein in den verkalkten Knorpel. Die Zellen sind sphäroidisch und neigen dazu, sich säulenartig anzuordnen. Die Zone verknöcherten Knorpels hat kleinere Zellen mit relativ wenig Zytoplasma.
Eine bevorzugte erfindungsgemäße Ausführungsform wäre die Schaffung einer Gradientenschaumstoffstruktur, die als Matrix für mehrfache unterschiedliche Zonen dienen könnte. Diese Schaumstoffstrukturen könnten in einer Vielzahl von Formen für die Reparatur von Osteochondraldefekten und die Neubildung von Knorpel hergestellt werden. Eine potentielle Schaumstoffstruktur würde eine zylindrische Form aufweisen, mit ungefähren Abmaßen von 10 mm Durchmesser und 10 mm Tiefe. Die oberste Schicht würde zirka 1 mm dick sein und wäre eine Schicht von niedriger Porosität, um die Flüssigkeitsdurchlässigkeit zu steuern. Durch die Anwendung eines geeigneten Bearbeitungsverfahrens könnte die Oberflächenporosität des Schaumstoffs gesteuert werden. Die Porosität dieser hautähnlichen Oberfläche kann von vollständig undurchlässig bis vollständig porös variiert werden. Die Flüssigkeitsdurchlässigkeit würde durch die Oberflächenporosität gesteuert werden. Unterhalb dieser Haut würde die Struktur aus drei Zonen bestehen: eine obere poröse Zone, angrenzend an Knorpelgewebe, eine untere poröse Zone, angrenzend an Knochengewebe, und eine Übergangszone zwischen der oberen porösen Zone und der unteren porösen Zone. Bei Gelenkknorpel wird gegenwärtig bevorzugt, daß die Steifigkeit (konstanter Koeffizient) der oberen und der unteren porösen Schicht zum Zeitpunkt der Implantation zumindest genau so steif wie das entsprechende angrenzende Gewebe ist. In diesem Fall werden die porösen Schichten in der Lage sein, die Umgebungsbelastungen auszuhalten und damit die eindringenden Zellen so lange zu schützen, bis sie sich differenziert und zu Gewebe konsolidiert haben, das in der Lage ist, Belastungen auszuhalten. Die poröse Struktur, die für die oberflächliche tangentiale Zone verwendet wird, könnte zum Beispiel verlängerte Poren aufweisen, und die Ausrichtung der Struktur könnte parallel zur Oberfläche des Knorpels des Empfängers verlaufen. Die tiefe Zone könnte jedoch eine Porosität von zirka 80 bis zirka 95% aufweisen, mit Poren der Größenordnung von 100 μm (zirka 80 μm bis zirka 120 μm). Es wird erwartet, daß Chondrozyten in diese Zone eindringen. Unterhalb derselben würde sich eine Zone mit größeren Poren (zirka 100 μm bis zirka 200 μm) und einer Porosität im Bereich von zirka 50 bis zirka 80% befinden. Dieser poröse Schaumstoff von 100 μm bis zirka 200 μm würde eine Struktur dergestalt haben, daß die Streben oder Wände der Poren größer und vertikal zur Belastung sind, ähnlich der natürlich vorkommenden Struktur, um die Belastungen auszuhalten. Schließlich besteht unten an dieser Struktur die Notwendigkeit des Vorhandenseins größerer Poren (zirka 150 μm bis zirka 300 μm) mit einer größeren Steifigkeit, um strukturell kompatibel mit spongiösem Knochen zu sein. Der Schaumstoff in diesem Abschnitt könnte mit keramischen Partikeln oder Fasern aus Kalziumphosphaten und dergleichen verstärkt werden.
In jüngster Zeit in unseren Laboren gewonnene Daten stützen die Hypothese, daß die Zellinvasion durch die Porengröße gesteuert werden kann. Bei diesen Studien verzeichnete ein Gerüst aus 95/5 Molprozent Poly(L)Laktid-Co-ε-Caprolakton mit einer ungefähren Porengröße von zirka 80 μm eine Chondrozyteninvasion von zirka 30 Zellen/mm² des Gerüstes (unter statischen Bedingungen). Gerüste aus 40/60 Molprozent Poly(ε-Caprolakton-Co-(L)Laktid) mit einer größeren ungefähren Porengröße von zirka 100 μm verzeichneten eine statistisch wesentlich größere Zellinvasion von 50 Zellen/mm² (unter statischen Bedingungen). In beiden Fällen waren die Zellen Rinderchondrozyten. Eine sehr einfache Gradientenstruktur mit einer Variation von Porengrößen von zirka 80 μm bis zirka 150 μm würde eine Struktur bereitstellen, bei der Chondrozyten leichter in den Bereich mit größeren Poren eindringen würden. Der Bereich mit kleineren Poren würde keine Chondrozyten aufweisen oder würde mit einer zweiten Zellart gefüllt werden (z.B. Fibroblasten).
Bei einem Schaumstoff, der von der Zusammensetzung her ein Gradientenschaumstoff ist, kann eine Mischung von zwei oder mehreren elastomeren Co-Polymeren oder in Kombinati on mit semikristallinen Polymeren mit hohem Umrechnungsfaktor zusammen mit Zusätzen, wie zum Beispiel Wachstumsfaktoren oder Partikeln, so gewählt werden, daß zuerst ein gewünschter Porengradient mit einer bevorzugten räumlichen Anordnung der Zusatzstoffe entwickelt wird. Dann kann unter Einsatz einer Vielfalt von Herangehensweisen, auf die bei den bevorzugten Verfahren der Herstellung von Gradientenschaumstoffen Bezug genommen wird, ein Zusammensetzungs-Gradient vorrangig auf Grund der Unterschiede beim Polymer-Lösungsmittel-Phasentrennungsverhalten jedes Systems darüber gelagert werden. Eine solche Gradientenschaumstoffstruktur würde eine günstige Reaktion auf Chondrozyten oder Osteoblasten hervorrufen, abhängig von der räumlichen Positionierung.
Des weiteren besteht der Zweck eines funktionellen Gradienten darin, die Belastungen über eine Region hinweg, bei der sich mechanische und/oder physikalische Eigenschaften ändern, gleichmäßiger zu verteilen und dadurch die Wirkungen der Belastungskonzentration einer plötzlichen Schnittstelle zu mildern. Dies ähnelt in größerem Maße den tatsächlichen biologischen Geweben und Strukturen, bei denen strukturelle Übergänge zwischen unterschiedlichen Geweben, wie zum Beispiel Knorpel und Knochen, graduell sind. Daher besteht eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, ein Implantat mit einem funktionellen Gradienten zwischen Materialphasen bereitzustellen. Die vorliegende Erfindung stellt ein mehrphasiges funktionell abgestuftes bioabsorbierbares Implantat mit einer Befestigungsvorrichtung für den Einsatz bei der chirurgischen Wiederherstellung bei osteochondralen Defekten oder von mit Osteoarthritis befallenen Orten bereit. Bei mehreren Patenten wurden Systeme für die Wiederherstellung von Knorpel vorgeschlagen, die mit den vorliegenden erfindungsgemäßen porösen Gerüsten genutzt werden könnten. U.S. Patent 5,769,899 beschreibt zum Beispiel eine Vorrichtung für die Wiederherstellung bei Knorpeldefekten, und U.S. Patent 5,713,374 beschreibt die Befestigung von Knorpelwiederherstellungsvorrichtungen mit Knochenankern (beide hiermit durch Bezugnahme hierin eingefügt).
Knochen
Gradientenstrukturen kommen natürlicherweise bei der Knochen-/Knorpelschnittstelle vor. In einer Studie in unseren Laboren haben wir nachgewiesen, daß Materialunterschiede wesentlich die Zellfunktion beeinflussen. Bei der anfänglichen und langfristigen Reaktion von primären Osteoblasten auf dünne Polymerfolien (95/5 L-Laktid Co-Glykolid Co-Polymer, 90/10 Glykolid-Co-(L)Laktid Co-Polymer, 95/5 L-Laktid-Co-ε-Caprolakton Co-Polymer, 75/25 Glykolid-Co-(L)-Laktid Co-Polymer und 40/60 ε-Caprolakton-Co-(L)-Laktid-Co-Polymer und Strickgewebe (95/5 (L)-Laktid-Co-Glykolid und 90/10 Glykolid-Co-(L)-Laktid Co-Polymere) wurde in vitro eine Evaluation vorgenommen. Die Ergebnisse wiesen nach, daß sich Osteoblasten an alle biologisch abbaubaren dünnen Polymerfolien und an die Gewebe anhafteten und nach einer 6-tägigen Inkubationszeit gut proliferierten. Keine der getesteten dünnen Polymerfolien, mit Ausnahme einer 40/60 ε-Caprolakton Co-(L)-Laktid-Co-Polymerfolie, zeigte eine wesentliche Verstärkung der Differenzierung von primären Ratten-Osteoblasten im Vergleich zu Gewebekultur-Polystyrol (Kontrolle). Dünne Folien aus 40/60 Caprolakton-Co-(L)-Laktid förderten eine verstärkte Differenzierung von gezüchteten Osteoblasten, wie demonstriert wird durch eine erhöhte Alkaliphosphatase-Aktivität und Osteoclacin mRNA-Expression im Vergleich zu den anderen dünnen Folien und TCPS. Folglich ist klar, daß unterschiedliche absorbierbare Materialien die Zellfunktion und -differenzierung wesentlich verändern. Durch die Bestimmung der optimalen Materialien für Zellwachstum und -differenzierung könnten Verbundmaterialien mit einer Gradientenzusammensetzung eingesetzt werden, um die Gewebeneubildung mit unterschiedlichen Zellarten im gleichen Gerüst zu optimieren.
Daher wird für Vorrichtungen oder Gerüste für die Wiederherstellung oder Neubildung von Knochen eine Vorrichtung besonders bevorzugt, die aus einem Homopolymer, einem Co-Polymer besteht(unregelmäßig, Block, segmentierter Block, sich verjüngender Block, Pfropf, Triblock, usw.) mit einer linearen, verzweigten oder Sternstruktur, die ε-Caprolakton enthält. Gegenwärtig werden aliphatische Polyester-Co-Polymere bevorzugt, die Massenanteile von ε-Caprolakton im Bereich von zirka 30 bis zirka 99 enthalten. Geeignete Wiederholungseinheiten, die mit -ε-Caprolakton kopolymerisiert werden können, sind auf dem Fachgebiet schon bekannt. Geeignete Co-Monomere, die mit ε-Caprolakton kopolymerisiert werden können, schließen ein, sind jedoch nicht beschränkt auf Milchsäure, Laktid (einschließlich von L-, D-, Meso- und D,L-Mischungen), Glykolsäure, Glykolid, p-Dioxanon (1,4-Dioxan-2-one), Trimethylenkarbonat (1,3-Dioxan-2-one), δ-Valerolakton, β-Butyrolakton, ε-Decalakton, 2,5-Diketomorpholin, Pivalolakton, α,α-Diethylpropiolakton, Etylenkarbonat, Ethylenoxalat, 3-Methyl-1,4-Dioxan-2,5-Dion, 3,3-Diethyl-1,4-Dioxan-2,5-Dion, γ-Butyrolakton, 1,4-Dioxepan-2-one, 1,5-Dioxepan-2-one, 6,6-Dimethyl-Dioxepan-2-one, 6,8-Dioxabicycloktan-7-one und Kombinationen derselben.
Bevorzugte medizinische Vorrichtungen oder Gewebegerüste für die Wiederherstellung und/oder Neubildung von Knochengewebe, die bioabsorbierbare Polymere aus ε-Caprolakton enthalten, schließen poröse Schaumstoffgerüste (wie in dieser Anmeldung beschrieben), fibröse dreidimensionale, gesponnene, nicht gewebte, gewebte, gestrickte oder geflochtene Gewebegerüste ein, verschiedene Arten enthaltende Verstärkungsfasern, Matrices und Kombinationen derselben ein, sie sind jedoch nicht auf diese beschränkt.
Haut
Ein weiteres Beispiel eines Gewebes, das eine Gradienten-Struktur aufweist, ist die Haut. Die Grundstruktur der Haut weist zwei unterschiedliche, jedoch gut integrierte Schichten auf, wobei die Dicke jeder Schicht an verschiedenen Stellen des Körpers variiert. Die äußere Schicht oder Epidermis ist gefäßlos und besteht hauptsächlich aus Keratinozyten mit einer kleineren Anzahl von Immunzellen (Langerhans-Zellen) und pigmentierten Zellen (Melanozyten). Die Keratinozyten produzieren Keratinfasern und Corneozyt-Umhüllungen, die der Epidermis ihre Haltbarkeit und Schutzfähigkeiten verleihen. Die Entwicklung dieser Strukturen ist vollständig vom Differenzierungsstatus der Epidermis abhängig. Die Epidermis bildet ein mehrschichtiges Epithel, mit verschiedenen Proteinexpressions-Mustern, wenn sich die Zellen weiter von der Basalmembran entfernen. Diese mehrschichtige Lage aus Zellen unterschiedlicher Expression muß zur Aufrechterhaltung der Epidermisfunktion ausgebildet werden. Unterhalb der Epidermis liegt die Lederhaut, ein dichtes unregelmäßiges Bindegewebe, das sehr gefäßreich ist. Diese Schicht weist sehr viele kollagene und elastische Fasern auf, welche ihr ihre außergewöhnliche Elastizität und Festigkeit verleihen. Fibroblasten sind die Hauptzellarten in dieser Schicht. Zwischen diesen zwei Schichten befindet sich die Basalmembran, die als Ort der Befestigung von Epidermiszellen dient und ebenfalls für die Regulierung ihrer Funktion und Differenzierung. Die Schicht der Keratinozyten, die direkt an der Basalmembran anhaftet, ist würfelförmig und stark ausgerichtet. Dieses Anhaften und diese Architektur sind wesentliche Erfordernisse, die die letztendliche Ausbildung der höheren schuppigen Strukturen in der Epidermis befördern. Die Basalschicht stellt eine Quelle für Prekursorzellen für die Wiederherstellung und für den Ersatz der Epidermis bereit. Die schuppigen Schichten sorgen für die Festigkeit und den Widerstand gegen Insult und Infektion.
Alle Materialien, die für den Hautersatz verwendet werden, müssen in der Lage sein, die Invasion von Fibroblasten oder von anderen Zellen anzuregen, die erforderlich sind, um die dermalen Bestandteile des geheilten Gewebes zu erzeugen. Darüber hinaus darf das Material nicht die Geschwindigkeit der Reepithelisierung behindern und sollte diese vorzugsweise in einer solchen Weise fördern, daß eine einzelne Epidermisbasalschicht ausgebildet wird. Materialien, welche die Invasion von wandernden Keratinozyten in das Gerüst gestatten, können teildifferenzierte Zellen hervorbringen.
Folglich kann die Steuerung des Zugangs von besonderen Zellarten und eine poröse Gestaltung, welche die Neubildung des natürlichen Gewebes erleichtert, funktionelle Vorteile haben. Es wird jetzt Bezug genommen auf 9A, 9B und 9C, welche die Mikrostruktur dieses Schaumstoffgerüsts veranschaulichen. 10 (100-fache Vergrößerung) und 11 (kombiniertes Bild mit 40-facher Vergrößerung) liefern einen Mikroaufnahme-Nachweis der Invasion von Fibroblasten, Makrophagen, Makrophagen-Riesenzellen und endothelartigen Zellen in einen Schaumstoff von 0,5 mm. Das Schaumstoff-Gewebegerüst 101, das in beiden Abbildungen gezeigt wird, war ein 50:50 Gemisch von ε-Caprolakton-Co-Glykolid-Co-Polymer und ε-Caprolakton-Co-Laktid-Co-Polymer (hergestellt, wie in Beispiel 7 beschrieben). Die Aufnahmen wurden 8 Tage nach der Implantation in eine 1,5 cm × 1,5 cm × 0,2 cm Wundausschneidung bei einem Yorkshire-Schwein gemacht. Die vollständige Inkorporation der Matrix in das Granulationsgewebebett ist bei beiden Abbildungen offensichtlich. Das dichte Fasergewebe oberhalb des Schaumstoff-Gewebegerüsts scheint ein geeignetes Substrat für das üppige Wachstum von Epidermis bereitzustellen. PDGF wurde in das in 11 gezeigte Schaumstoff-Gewebegerüst eingefügt. Bei ungünstigen Wundheilungsmodellen kann die Hinzufügung eines Wachstumsfaktors, wie zum Beispiel PDGF, in der Tat erforderlich sein.
Gemäß unseren anfänglichen Untersuchungen scheint es wünschenswert zu sein, als Hautgerüst ein Schaumstoff-Gewebegerüst zu verwenden, das eine Dicke von zirka 150 μm bis zirka 3 mm aufweist, wobei die Dicke des Schaumstoffes vorzugsweise im Bereich von zirka 300 μm bis zirka 1 500 μm und am besten im Bereich von zirka 500 μm bis zirka 1 000 μm liegen kann. Deutlich andere Hautverletzungen (zum Beispiel Diabetes-Geschwüre, Venenstauungs-Geschwüre, Dekubitus-Geschwüre, Verbrennungen usw.) können eine andere Schaumstoffdicke erforderlich machen. Darüber hinaus kann der Zustand des Patienten die Einfügung von Wachstumsfaktoren, Antibiotika und Verbindungen gegen Pilzbefall erforderlich machen, μm die Wundheilung zu fördern.
Gefäßtransplantate
Die Schaffung von röhrenförmigen Strukturen mit Gradienten kann ebenfalls von Interesse sein. Bei Gefäßtransplantaten kann das Vorhandensein eines Tubus mit Poren im Außendurchmesser, die zu kleineren Poren auf der Innenfläche übergehen oder umgedreht, von Nutzen sein beim Züchten von Endothelzellen und glatten Muskelzellen für Gewebekulturen von Gefäßen.
Mehrschichtige röhrenförmige Strukturen, welche die Neubildung von Gewebe gestatten, das die mechanischen und/oder biologischen Merkmale von Blutgefäßen nachahmt, sind von Nutzen als Gefäßtransplantate. Konzentrische Schichten, hergestellt aus verschiedenen Zusammensetzungen unter unterschiedlichen Verarbeitungsbedingungen, könnten maßgeschneiderte mechanische Eigenschaften, Bioabsorptionseigenschaften und Gewebeeinwachsraten aufweisen. Die innerste oder Lumen-Schicht würde durch die Steuerung der Porosität der Oberfläche und eine mögliche zusätzliche Oberflächenbehandlung für die Endothelbildung optimiert werden. Die äußerste oder Adventitia-Schicht des Gefäßtransplantats würde maßgeschneidert sein, um Gewebeeinwachsen anzuregen, wiederum durch die Optimierung der Porosität (Prozent Porosität, Porengröße, Porenform und Porengrößenverteilung) und durch die Einbeziehung bioaktiver Faktoren, von Pharmazeutika oder von Zellen. Es kann eine Barriereschicht mit niedriger Porosität zwischen diesen zwei porösen Schichten geben oder nicht, um die Festigkeit zu erhöhen und ein Lecken zu verringern.
Zusammensetzung von Schaumstoffen
Eine Vielzahl von absorbierbaren Polymeren kann für die Herstellung von Schaumstoffen benutzt werden. Beispiele von geeigneten biokompatiblen, bioabsorbierbaren Polymeren, die genutzt werden könnten, schließen Polymere ein, ausgewählt aus der Gruppe, bestehend aus aliphatischen Polyestern, Poly(Aminosäuren), Copoly(Ether-Ester), Polyalkylenoxalaten, Polyamiden, Poly(Iminocarbonaten), Polyorthoestern, Polyoxaestern, Polyamidoestern, Polyoxaestern, die Amingruppen enthalten, Poly(Anhydriden), Polyphosphazenen, Biomolekülen und Mischungen derselben. Im Sinne der vorliegenden Erfindung schließen aliphatische Polyester ein, sind jedoch nicht beschränkt auf Homopolymere und Co-Polymere von Laktid (einschließlich von Milchsäure, D-, L- und Mesolaktid) Glykolid (einschließlich von Glykolsäure), ε-Caprolakton, P-Dioxanon (1,4-Dioxan-2-one), Trimethylenkarbonat(1,3-Dioxan-2-one), Alkylderivate von Trimethylenkarbonat, δ-ValerolaKton, β-Butyrolacton, γ- Butyrolacton, ε-DekalaKton, Hydroxybutyrat (wiederholende Einheiten), Hydroxyvalerat (wiederholende Einheiten), 1-4-Dioxepan-2-one (einschließlich seines Dimers 1,5,8,12-Tetraoxa-cyclotetradekan-7,14-dione), 1,5-Dioxepan-2-one, 6,6-Dimethyl-1,4-Dioxan-2-one, 2,5 Diketomorpholin, Piyalolakton, alpha, alpha-Diethylpropiolakton, Ethylenkarbonat, Ethylenoxalat, 3-Methyl-1,4-Dioxan-2,5-Dione, 3,3-Diethyl-1,4-Dioxan-2,5-Dione, 6,8-Dioxabicycloctan-7-one und Polymerblends derselben. Poly(Iminokarbonat) im Sinne der vorliegenden Erfindung schließt ein, wie beschrieben durch Kemnitzer und Kohn im Handbuch Bioabbaubarer Polymere, herausgegeben von Domb, Kost and Wisemen, Hardwood Academic Press, 1997, Seiten 251–272. Copoly(Ether-Ester) im Sinne der vorliegenden Erfindung schließen diejenigen Copolyester-Ether ein, die beschrieben werden in "Journal of Biomaterials Research", Band 22, Seiten 993–1009, 1988 durch Cohn and Younes and Cohn, Polymer Preprints (ACS Division of Polymer Chemistry), Band 30(1), Seite 498, 1989 (zum Beispiel PEO/PLA). Polyalkylenoxalate im Sinne der vorliegenden Erfindung schließen ein die Patente Nr. 4,208,511; 4,141,087; 4,130,639; 4,140,678; 4,105,034; und 4,205,399 (durch Bezugnahme hierin inkorporiert). Polyphosphazene, gemischte Polymere auf Monomer-Basis der Co-, Ter- und höheren Ordnung, hergestellt aus L-Laktid, D,L-Laktid, Milchsäure, Glykolid, Glykolsäure, Para-Dioxanon, Trimethlyenkarbonat und ε-Caprolakton, sind diejenigen, die beschrieben werden durch Allcock in der Enzyklopädie der Polymerwissenschaft, Band 13, Seiten 31–41, Wiley Intersciences, John Wiley & Sons, 1988 und von Vandorpe, Schacht, Dejardin und Lemmouchi im Handbuch Bioabbaubarer Polymere, herausgegeben von Domb, Kost and Wisemen, Hardwood Academic Press, 1997, Seiten 161–182 (die hierdurch hierin durch Bezugnahme inkorporiert sind). Polyanhydride von zweisäurigen Verbindungen der Form HOOC-C₆H₄-O-(CH₂)_m-O-C₆H₄-COOH, wobei m eine Ganzzahl im Bereich von 2 bis 8 ist und Co-Polymere davon mit aliphatischen Alpha-Omega-Zweisäureverbindungen von bis zu 12 Kohlenstoffen. Polyoxaester, Polyoxaamide und Polyoxaester, die Amine und/oder Amido-Gruppen enthalten, werden beschrieben in einem oder in mehreren der nachfolgenden U.S. Patente Nr. 5,464,929; 5,595,751; 5,597,579; 5,607,687; 5,618,552; 5,620,698; 5,645,850; 5,648,088; 5,698,213; 5,700,583; und 5,859,150 (die hierin durch Bezugnahme inkorporiert sind). Polyorthoester, wie diejenigen, die beschrieben sind von Heller im Handbuch Bioabbaubarer Polymere, herausgegeben von Domb, Kost and Wisemen, Hardwood Academic Press, 1997, Seiten 99–118 (die hierdurch hierin durch Bezugnahme inkorporiert sind).
Gegenwärtig sind aliphatische Polyester die absorbierbaren Polymere, die bei der Herstellung von Gradientenschaumstoffen bevorzugt werden. Aliphatische Polyester können Homo-Polymere, Co-Polymere (unregelmäßig, Block, segmentierter Block, sich verjüngender Block, Pfropf, Triblock, usw.) mit einer linearen, verzweigten oder Sternstruktur sein.
Bevorzugt werden lineare Co-Polymere. Geeignete Monomere für die Herstellung von aliphatischen Homopolymeren und Co-Polymeren können ausgewählt werden, sind jedoch nicht beschränkt auf die Gruppe bestehend aus Milchsäure, Laktid (einschließlich von L-, D-, Meso- und D,L-Mischungen), Glykolsäure, Glykolid, ε-Caprolakton, p-Dioxanon (1,4-Dioxan-2-one), Trimethylenkarbonat (1,3-Dioxan-2-one), Delta-Valerolakton, Beta-Butyrolakton, Epsilon-Decalakton, 2,5-Diketomorpholin, Pivalolakton, Alpha, alpha-Diethylpropiolakton, Etylenkarbonat, Ethylenoxalat, 3-Methyl-1,4-Dioxan-2,5-Dione, 3,3-Diethyl-1,4-Dioxan-2,5-Dione, Gamma-Butyrolakton, 1,4-Dioxepan-2-one, 1,5-Dioxepan-2-one, 6,6-Dimethyl-Dioxepan-2-one, 6,8-Dioxabicycloktan-7-one und Kombinationen derselben.
Elastomere Co-Polymere sind ebenfalls bei der vorliegenden Erfindung besonders von Nutzen. Geeignete bioabsorbierbare biokompatible Elastomere schließen ein, sind jedoch nicht beschränkt auf diejenigen, ausgewählt aus der Gruppe, bestehend aus elastomeren Co-Polymeren von ε-Caprolakton und Glykolid (vorzugsweise mit einem Mol-Verhältnis von ε-Caprolakton zu Glykolid von zirka 35:65 bis zu zirka 65:35, besser von 45:55 bis zu 35:65), elastomere Co-Polymere von ε-Caprolakton und Laktid, einschließlich L-Laktid, D-Laktid-Gemische derselben oder Milchsäure-Co-Polymere (vorzugsweise mit einem Mol-Verhältnis von ε-Caprolakton zu Laktid von zirka 35:65 bis zu zirka 65:35, und am besten von 45:55 bis zu 30:70 oder von zirka 95:5 bis zirka 85:15), elastomere Co-Polymere von p-Dioxanon (1,4-Dioxan-2-one) und Laktid, einschließlich L-Laktid, D-Laktid und Milchsäure (vorzugsweise mit einem Mol-Verhältnis von p-Dioxanon zu Laktid von zirka 40:60 bis zu zirka 60:40), elastomere Co-Polymere von ε-Caprolakton und p-Dioxanon (vorzugsweise mit einem Mol-Verhältnis von ε-Caprolakton zu p-Dioxanon von zirka 30:70 bis zirka 70:30), elastomere Co-Polymere von p-Dioxanon und Trimethlyenkarbonat (vorzugsweise mit einem Mol-Verhältnis von p-Dioxanon zu Trimethylenkarbonat von zirka 30:70 bis zirka 70:30), elastomere Co-Polymere von Trimethylenkarbonat und Glykolid (vorzugsweise mit einem Mol-Verhältnis von Trimethylenkarbonat zu Glykolid von zirka 30:70 bis zirka 70:30), elastomeres Co-Polymer von Trimethylenkarbonat und Laktid, einschließlich von L-Laktid, D-Laktid, Mi schungen derselben oder Milchsäure-Co-Polymere (vorzugsweise mit einem Mol-Verhältnis von Trimethylenkarbonat zu Laktid von zirka 30:70 bis zirka 70:30) und Mischungen davon.
Beispiele geeigneter bioabsorbierbarer Elastomere werden beschrieben in den US Patenten Nr. 4,045,418; 4,057,537 und 5,468,253, alle hierdurch durch Bezugnahme inkorporiert. Diese elastomeren Polymere haben eine inhärente Viskosität von zirka 1,2 dL/g bis zirka 4 dL/g, vorzugsweise eine inhärente Viskosität von zirka 1,2 dL/g bis zirka 2 dL/g und am besten eine inhärente Viskosität von zirka 1,4 dL/g bis zirka 2 dL/g, wie bestimmt bei 25 Grad Celsius in einer 0,1 Gramm pro Deziliter (g/dL) Lösung von Polymer in Hexafluorisopropanol (HFIP).
Vorzugsweise weisen die Elastomere eine hochprozentige Elongation und einen niedrigen konstanten Koeffizienten auf, während sie eine gute Zugfestigkeit und gute Wiederkehrmerkmale besitzen. Bei den bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsformen weist das Elastomer, aus welchem die Schaumstoffe ausgebildet werden, eine Prozent-Elongation auf, die größer als zirka 200 Prozent und vorzugsweise größer als zirka 500 Prozent ist. Ihre Eigenschaften, welche den Grade der Elastizität des bioabsorbierbaren Elastomers messen, werden erzielt, während eine Zugfestigkeit beibehalten wird, die größer als zirka 500 Psi ist, vorzugsweise größer als zirka 1 000 Psi, und eine Einreißfestigkeit größer als zirka 50 Pfund/Zoll, vorzugsweise größer als zirka 80 Pfund/Zoll.
Das Polymer oder Co-Polymer, das geeignet für die Ausbildung eines Gradientenschaumstoffes für Gewebe-Neubildung ist, hängt von mehreren Faktoren ab. Die chemische Zusammensetzung, die räumliche Verteilung der Bestandteile, das Molekulargewicht des Polymers und der Grad der Kristallinität diktieren zusammen zu einem gewissen Grad das in-vitro und in-vivo Verhalten des Polymers. Jedoch hängt die Auswahl der Polymere für die Herstellung von Gradientenschaumstoffen für die Gewebeneubildung zum großen Teil (aber nicht ausschließlich) von den folgenden Faktoren ab: (a) Bioabsorptions-(oder Bioabbau-)-Kinetik; (b) in-vivo mechanische Performance; und (c) Zellreaktion auf das Material in Bezug auf Zellhaftung, Proliferation, Migration und Differenzierung und (d) Biokompatibilität.
Die Fähigkeit des Materialsubstrats, rechtzeitig im Körperumfeld zu resorbieren, ist von entscheidender Bedeutung. Die Unterschiede bei der Absorptionszeit unter in-vivo Bedingungen können jedoch ebenfalls die Grundlage für die Kombination von zwei unterschiedlichen Co-Polymeren sein. Zum Beispiel wird ein Co-Polymer von 35:65 ε-Caprolakton und Glykolid (ein relativ schnell absorbierendes Polymer) mit einem 40:60 ε-Caprolakton und einem (L)-Laktid Co-Polymer ((ein relativ langsam absorbierendes Polymer) gemischt, um einen Schaumstoff auszubilden. Ein solcher Schaumstoff könnte mehrere unterschiedliche körperliche Strukturen haben, abhängig vom angewandten Bearbeitungsverfahren. Die zwei Bestandteile können entweder unregelmäßig miteinander verbundene bikontinuierliche Phasen sein, oder die Bestandteile können einen Gradienten durch die Dicke hindurch haben oder ein schichtartiger Verbundstoff mit einer gut integrierten Schnittstelle zwischen den zwei Bestandteil-Schichten sein. Die Mikrostruktur dieser Schaumstoffe kann optimiert werden, um die gewünschten anatomischen Merkmale des Gewebes, das technisch hergestellt wird, neu zu bilden oder wiederherzustellen.
Eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist der Einsatz von Polymer-Blends für die Ausbildung von Strukturen, die von einer Zusammensetzung zu einer anderen Zusammensetzung in einer gradientenähnlichen Architektur übergehen. Schaumstoffe, welche diese Gradientenarchitektur aufweisen, sind besonders vorteilhaft bei Anwendungen in der Gewebetechnik für die Wiederherstellung oder Neubildung der Struktur von natürlich vorkommendem Gewebe, wie zum Beispiel Knorpel (Gelenk-, Meniskus-, Septum-, Trachea-Knorpel etc.), für Speiseröhren-, Haut-, Knochen- und Gefäßgewebe. Indem zum Beispiel ein Elastomer des ε-Caprolakton-Co-Glykolid mit ε-Caprolakton-Co-Laktid (d.h. mit einem Mol-Verhältnis von zirka 5:95) gemischt wird, kann ein Schaumstoff ausgebildet werden, der von einem weicheren spongiösen Schaumstoff zu einem steiferen, starreren Schaumstoff übergeht, ähnlich dem Übergang vom Knorpel zum Knochen.
Eindeutig können andere Polymer-Blends für ähnliche Gradienteneffekte genutzt werden, oder für die Bereitstellung von verschiedenen Gradienten, wie zum Beispiel unterschiedliche Absorptionsprofile, Stressreaktions-Profile oder unterschiedliche Grade der Elastizität. Darüber hinaus können diese Schaumstoffe genutzt werden für Organ-Wiederherstellungs-, Organersatz- oder Organ-Neubildungs-Strategien, die von diesen einzigartigen Gerüsten profitieren können, einschließlich von, jedoch nicht beschränkt auf Bandscheiben, Dura, Nervengewebe, Leber, Bauchspeicheldrüse, Nieren, Blase, Sehnen, Bänder und Gewebe der weiblichen Brust.
Diese elastomeren Polymere können geschäumt werden durch Lyophilisierung, superkritisches Lösungsmittelschäumen (d.h. wie beschrieben in EP 464,163 B1 ), Gasspritzextrusion, Gasspritzformen oder Gießen mit einem extrahierbaren Material (d.h. Salze, Zucker oder andere Mittel, die den Fachleuten bekannt sind). Gegenwärtig wird es bevorzugt, bioabsorbierbare, biokompatible elastomere Schaumstoffe durch Lyophilisierung herzustellen. Geeignete Verfahren für die Lyophilisierung von elastomeren Polymeren zur Ausbildung von Schaumstoffen werden in den Beispielen und in der gleichzeitig anhängigen Patentanmeldung mit der Bezeichnung "Verfahren zur Herstellung von Biomedizinischen Schaumstoffen" beschrieben, gewährt an Ethicon, Inc., Registernummer ETH-1352, eingereicht am 30. Juni 1999, hierdurch durch Bezugnahme hierin inkorporiert.
Die bei der vorliegenden Erfindung hergestellten Schaumstoffe werden hergestellt mit Hilfe eines Polymer-Lösungsmittel-Phasentrennungsverfahrens mit Abänderungen hinsichtlich des Standes der Technik, wobei unerwartet Gradienten in der Schaumstoffstruktur entstehen. Allgemein kann eine Polymerlösung in zwei Phasen mit Hilfe einer der folgenden vier Verfahren getrennt werden: (a) thermisch hervorgerufene Gelatinierung/Kristallisierung; (b) nicht durch Lösungsmittel hervorgerufene Trennung der Lösungsmittelphase und der Polymerphase; (c) chemisch hervorgerufene Phasentrennung und (d) thermisch hervorgerufene spinodale Zersetzung. Die Polymerlösung wird auf kontrolliertem Wege entweder in zwei getrennte Phasen oder in zwei bikontinuierliche Phasen getrennt. Die nachfolgende Entfernung der Lösungsmittelphase hinterläßt gewöhnlich eine poröse Struktur mit einer Dichte, die geringer ist als die des Bulk-Polymer, und mit Poren in Mikrometerbereichen (siehe "Mikrozell-Schaumstoffe über Phasentrennung" von A. T. Young, J. Vac. Sci. Technol. A 4(3), Mai/Juni 1986). Die Schritte, die bei der Herstellung dieser Schaumstoffe ausgeführt werden müssen, bestehen aus der Wahl der richtigen Lösungsmittel für die Polymere, die lyophilisiert werden müssen, und der Herstellung einer homogenen Lösung. Danach wird die Polymerlösung einem Gefrier- und Vakuumtrocknungszyklus unterworfen. Die Gefrierphase trennt die Polymerlösung, und die Vakuumtrocknungsphase entfernt das Lösungsmittel durch Sublimation und/oder das Trocknen hinterläßt eine poröse Polymerstruktur oder einen untereinander verbundenen offenzelligen porösen Schaumstoff.
Geeignete Lösungsmittel, die sich allgemein eignen sollten als Ausgangspunkt für die Auswahl eines Lösungsmittels für die bevorzugten absorbierbaren aliphatischen Polyester schließen ein, sind jedoch nicht begrenzt auf Lösungsmittel, ausgewählt aus einer Gruppe, bestehend aus Ameisensäure, Ethylformiat, Essigsäure, Hexafluoroisopropanol (HFIP), ringförmige Ether (d.h. THF, DMF und PDO), Aceton, Acetate von C2 bis C5 Alkohol (wie zum Bei spiel Etylacetat und t-Butylacetat), Glyme (d.h. Monoglyme, Ethylglyme, Diglyme, Ethyldiglyme, Triglyme, Butyldiglyme und Tetraglyme), Methylethylketon, Dikpropylenglucol Methylether, Laktone (wie zum Beispiel y-Valerolakton, δ-Valerolakton, β-Butyrolakton, y-Butyrolakton) 1,4-Dioxan, 1,3-Dioxolan, 1,3-dioxolan-2-one (Ethylenkarbonat), Dimethylkarbonat, Benzol, Toluol, Benzylalkohol, p-Xylen, Napthalen, Tetrahydrofuran, N-Methylpyrrolidon, Dimethylformamid, Chloroform, 1,2-Dichlormethan, Morpholin, Dimethylsulfoxid, Hexafluoraceton Sesquihydrat (HFAS), Anisol und Mischungen derselben. Von diesen Lösungsmitteln ist das bevorzugte Lösungsmittel 1,4-Dioxan. Eine homogene Lösung des Polymers im Lösungsmittel wird mit Standardverfahren hergestellt.
Demgemäß versteht sich, daß die anwendbare Polymer-Konzentration oder die Menge an Lösungsmittel, die eingesetzt werden können, bei jedem System anders ist. Geeignete Phasendiagrammkurven für mehrere Systeme sind schon entwickelt worden. Wenn eine geeignete Kurve jedoch nicht vorhanden ist, kann diese problemlos mit bekannten Verfahren hergestellt werden. Ein geeignetes Verfahren ist zum Beispiel angegeben in Smolders, van Aartsen and Steenbergen, Kolloid-Z. u. Z. Polymere, 243, 14 (1971). Als allgemeine Richtlinie kann die Menge an Polymer in der Lösung schwanken zwischen zirka 0,5% bis zirka 90%, und sie wird vorzugsweise schwanken zwischen zirka 0,5 bis zirka 30 Massenanteile, zum großen Teil abhängig von der Löslichkeit des Polymers in einem gegebenen Lösungsmittel und den endgültigen Eigenschaften des gewünschten Schaumstoffes.
Darüber hinaus können dem Polymer-Lösungsmittel-System Feststoffe hinzugefügt werden. Die Feststoffe, welche dem Polymer-Lösungsmittel-System hinzugefügt werden, reagieren vorzugsweise nicht mit dem Polymer oder mit dem Lösungsmittel. Geeignete Feststoffe schließen Materialien ein, welche die Neubildung oder das erneute Wachsen von Gewebe fördern, Puffer, Verstärkungsmaterialien oder Porositäts-Modifizierer. Geeignete Feststoffe schließen ein, sind jedoch nicht beschränkt auf Partikel von entmineralisiertem Knochen, Kalziumphosphat-Partikel, oder Kalziumkarbonat-Partikel für die Knochen-Wiederherstellung, auslaugbare Feststoffe für Porenerzeugung und Partikel bioabsorbierbarer Polymere, die im Lösungsmittelsystem nicht löslich sind, als Verstärkung oder für die Schaffung von Poren, wenn sie absorbiert werden. Geeignete auslaugbare Feststoffe schließen ein, sind jedoch nicht beschränkt auf nicht toxische auslaugbare Materialien, ausgewählt aus der Gruppe, bestehend aus Salzen (z.B. Natriumchlorid, Kaliumchlorid, Kalziumchlorid, Natriumtartrat, Natriumcitrat und dergleichen), biokompatible Mono- und Disaccharide (d.h. Glu kose, Fruktose, Dextrose, Maltose, Laktose und Sukrose), Polysaccharide (d.h. Stärke, Alginat), wasserlösliche Proteine (d.h. Gelatine und Agarose). Im allgemeinen haben alle diese Materialien einen durchschnittlichen Durchmesser von weniger als zirka 1 mm und vorzugsweise einen durchschnittlichen Durchmesser von zirka 50 bis zirka 500 μm. Die Partikel machen im allgemeinen einen Volumenanteil von zwischen zirka 1 bis zirka 50 Volumenprozent des Gesamtvolumens der Partikel- und Polymer-Lösungs-mittelmischung aus (wobei der Gesamtvolumenanteil einem Volumenanteil von 100 entspricht). Die auslaugbaren Materialien können entfernt werden, indem der Schaumstoff mit dem auslaugbaren Material in ein Lösungsmittel eingetaucht wird, in welchem das Partikel über einen ausreichenden Zeitraum lösbar ist, um das Auslaugen von im wesentlichen allen Partikeln zu gestatten, welches jedoch den Schaumstoff nicht auflöst oder nachteilig verändert. Das bevorzugte Extraktionslösungsmittel ist Wasser, am besten destilliertes-entionisiertes Wasser. Dieses Verfahren wird im U.S. Patent Nr. 5,514,378 beschrieben, das hiermit durch Bezugnahme hierin eingefügt wird (siehe Spalte 6). Der Schaumstoff wird vorzugsweise nach Abschluß des Auslaugungsprozesses bei niedriger Temperatur und/oder unter Vakuum getrocknet, um die Hydrolyse des Schaumstoffs zu minimieren, es sei denn, eine beschleunigte Absorption des Schaumstoffs wird gewünscht.
Nachdem die Polymer-Lösungsmittelmischung ausgebildet worden ist, wird das Gemisch dann verfestigt. Für ein spezielles Polymer-Lösungsmittelsystem können der Erstarrungspunkt, die Schmelztemperatur und die offensichtliche Vitrifizierung des Polymer-Lösungsmittelsystems bestimmt werden, unter Anwendung von Standardverfahren der Differentialscanning-Kalorimetrie (DSC). In der Theorie, jedoch ohne irgendeine Einschränkung des Schutzumfangs der vorliegenden Erfindung, wird angenommen, daß, wenn ein Polymer-Lösungsmittelsystem abgekühlt wird, eine anfängliche Erstarrung zirka beim Gefrierpunkt des Lösungsmittels oder unterhalb desselben eintritt. Dies entspricht dem Gefrieren eines beträchtlichen Teils des Lösungsmittels im System. Das anfängliche Gefrieren erscheint als ein erster exothermer Spitzenwert. Ein zweiter Gefrierpunkt tritt ein, wenn das restliche dem Polymer zugeordnete Lösungsmittel erstarrt. Der zweite Gefrierpunkt wird gekennzeichnet durch einen zweiten exothermen Spitzenwert. Der offensichtliche Tg ist die Temperatur, bei der das vollständig gefrorene System die erste endotherme Verlagerung bei erneuter Erwärmung zeigt.
Ein wichtiger zu kontrollierender Parameter ist die Geschwindigkeit des Gefrierens des Polymer-Lösungsmittel-systems. Die Art der Morphologie der Poren, die während des Gefrierschritts eingeschlossen werden, ist eine Funktion der Lösungs-Thermodynamik, der Gefrierrate, der Temperatur, auf welche diese abgekühlt wird, der Konzentration der Lösung, der homogenen oder heterogenen Kristallisationskernbildung, usw. Eine detaillierte Beschreibung dieses Phasentrennungsphänomens ist zu finden in den hierin angegebenen Verweisen ("Mikrozelluläre Schaumstoffe mit Hilfe von Phasentrennung" von A. T. Young, J. Vac. Sci. Technol. A4(3), Mai/Juni 1986; und "Thermodynamik der Ausbildung einer Porösen Polymeren Membran aus Lösungen" von S. Matsuda, Polymer J. Band 23, Nr. 5, Seiten 435–444, 1991).
Die zuvor beschriebene Polymerlösung kann auf vielfältige Weise verfestigt werden, wie zum Beispiel durch das Plazieren oder Einspritzen der Lösung in eine Form und das Abkühlen der Form in einem geeigneten Bad oder auf einem Kühlregal. Alternativ kann die Polymerlösung mit einem Zerstäuber zerstäubt werden und auf eine kalte Oberfläche gesprüht werden, wodurch eine Verfestigung des Sprays Schicht für Schicht bewirkt wird. Die kalte Oberfläche kann eine medizinische Vorrichtung oder ein Teil derselben oder eine dünne Folie sein. Die Form des verfestigten Sprays wird der Form der Oberfläche ähnlich sein, auf welche es gesprüht wird. Alterativ kann die Mischung nach der Verfestigung, während sie noch gefroren ist, geschnitten oder in eine Form gebracht werden. Unter Einsatz dieser oder anderer Verfahren können die Schaumstoffe in einer Vielzahl von Formen und Größen hergestellt oder ausgeformt werden (zum Beispiel röhrenförmig, verzweigte röhrenförmige Formen, kugelförmig, halbkugelförmig, dreidimensionale polygonale Formen, ellipsoidisch (d.h. nierenförmig), ringförmig, konisch, kegelstumpfförmig, pyramidenförmig, sowohl als feste als auch als hohle Konstrukte und als Kombinationen derselben).
Ein alternatives anderes Verfahren zur Herstellung von geformten Schaumstoffteilen ist der Einsatz eines Kältefingers (ein Metallteil, dessen Oberfläche die Innenseite des Teils darstellt, das wir herstellen wollen). Der Kältefinger wird in ein Polymergemisch in einem geeigneten Lösungsmittel eingetaucht und herausgezogen. Das ähnelt sehr stark dem Eintauchen von Speiseeiskugeln in warme Schokolade, die zu einer harten, kalten Haut gefriert oder dem Eintauchen einer Form in Gummi-Latex, um Handschuhe oder Kondome herzustellen. Die Dicke und die Morphologie des hergestellten Schaumstoffs sind eine Funktion der Temperatur, der Verweilzeit in dem Gemisch und der Geschwindigkeit des Herausziehens des Kältefingers. Eine längere Verweilzeit, ein kälterer Finger und ein langsameres Herausziehen führen zu einer dickeren Beschichtung. Nach dem Herausziehen wird der Kältefinger auf eine Spannvorrichtung mit großer thermaler Masse plaziert, die im Kontakt mit dem gekühlten Tray des Gefriertrockners steht. Ab diesem Punkt verlaufen die primären und sekundären Trocknungsprozesse wie oben beschrieben. Dieses Verfahren ist besonders gut geeignet für die Herstellung von Schläuchen, verzweigten röhrenförmigen Strukturen oder Manschetten, die so geformt werden können, daß sie passend sind für Vorrichtungen oder für Teile der Anatomie eines Tieres (für die Wiederherstellung, Neubildung oder Vergrößerung von Gewebe).
Darüber hinaus kann die Polymerlösung mit verschiedenen in die Lösung eingebrachten Einsätzen verfestigt werden, wie zum Beispiel dünne Folien, Heftgaze, gewebte, nicht gewebte, gestrickte oder geflochtene textile Strukturen. Zusätzlich kann die Lösung in Verbindung mit einer anderen Struktur, wie z.B. einem orthopädischem Implantat, hergestellt werden (zum Beispiel Schrauben, Stifte, Nägel und Platten) oder einem vaskulären oder verzweigten röhrenförmigen Konstrukt (als Gerüst für ein mit Gefäßen oder Kanälen durchzogenes Organ). Diese Einsätze werden aus zumindest einem biokompatiblen Material hergestellt, und sie können nicht absorbierbar, absorbierbar oder eine Kombination davon sein.
Die Polymerlösung in einer Form wird einer Richtungskühlung durch die Wand der Form hindurch unterzogen, die im Kontakt mit dem Gefriertrocknerfach steht, das einen thermalen Zyklus durchläuft. Die Form und deren Oberfläche können aus praktisch jedem Material hergestellt werden, welches das Polymerlösungsmittelsystem nicht stört, obwohl vorgezogen wird, ein hochleitendes Material zu haben. Die Wärmeübertragungsfront bewegt sich nach oben, vom Gefriertrocknerfach durch die Wand der Form hindurch in die Polymerlösung hinein. In dem Moment, in dem die Temperatur des Gemisches unter den Gelatinierungspunkt und/oder den Gefrierpunkt sinkt, tritt auch eine Phasentrennung des Gemisches ein.
Die Morphologie dieses phasengetrennten Systems wird durch den Gefrierschritt des Lyophilisierungsverfahrens beibehalten, und die Erzeugung der offenen Poren wird durch das Einsetzen der Vakuumtrockung initiiert, welche zur Sublimation des Lösungsmittels führt. Das Gemisch im Behälter oder in der Form, das von einem Kühlblech gekühlt wird, wird sich jedoch verfestigen, ehe es vollständig gefriert. Obwohl die Mischung fest erscheinen mag, scheint es anfänglich einiges restliches mit dem Polymer verbundenes Lösungsmittel zu geben, das nicht kristallisierte. Es wird theoretisiert, ohne jedoch in irgendeiner Weise die vorliegende Erfindung einzuschränken, daß eine Gefrierfront sich von dem Kühlblech durch die Mischung hindurch bewegt, um die Verfestigung zu vollenden, nachdem sich das Gemisch anscheinend verfestigt hat. Das Material vor der Gefrierfront wird zu einem gegebenen Zeitpunkt nicht so kalt sein wie das Material hinter der Front und wird nicht in einem vollständig gefrorenen Zustand sein.
Wir haben festgestellt, daß, wenn ein Vakuum auf das anscheinend feste Polymerlösungsmittelgemisch aufgebracht wird, unmittelbar nachdem es sich anscheinend verfestigt, ein Schaumstoff mit einer Gradientenstruktur mit variabler Porengröße und -struktur sowie mit Kanälen geschaffen werden kann. Daher ist das Timing des Einsetzens des Sublimationsprozesses (durch Druckreduzierung, d.h. Vakuumtrocknung) ein entscheidender Schritt beim Prozeß der Schaffung von Übergängen in der Struktur. Das Timing des Einsetzens der Sublimation wird beeinflußt durch die Dicke des Schaumstoffs, der hergestellt wird, die Konzentration der Lösung, die Geschwindigkeit der Wärmeübertragung und die Richtungen der Wärmeübertragung. Für die Fachleute wird es selbstverständlich sein, daß dieser Prozeß überwacht und für spezielle Polymerlösungsmittelsysteme bestimmt werden kann, indem Thermoelemente genutzt werden und die Wärmeübertragungsraten der Schaumstoffe in verschiedenen Tiefen und an verschiedenen Orten in der Vorrichtung, die geschäumt wird, überwacht werden. Durch die Steuerung des Sublimationsprozesses können Strukturen mit einem Gradienten in der Porenmorphologie und mit Anisotropie geschaffen werden. Dieser Prozeß kann zur Schaffung von Mikrostrukturen führen, die Gewebe wie Knorpel, Knochen und Haut nachahmen. Zum Beispiel werden Kanäle im allgemeinen ausgebildet, wenn ein Vakuum erzeugt wird, unmittelbar nachdem die Lösung sich anscheinend verfestigt. Wenn es der gleichen Lösung jedoch gestattet wird, sich weiter zu verfestigen, wird der Schaumstoff größere Poren näher an der Oberfläche haben, wo das Vakuum erzeugt wird (gegenüber dem Kühlblech), und kleinere Poren näher am Kühlblech.
Dieser Prozeß ist die Antithese des Prozesses des Standes der Technik, der sich auf die Schaffung von Schaumstoffen mit einer einheitlichen Mikrostruktur (beliebig miteinander verbundene Poren) konzentrierte, wodurch die gesamte Lösung komplett gefroren wird. Und Vakuumtrocknung wird erst angewandt, nachdem ein beträchtlicher Zeitraum für den Abschluß der gewünschten Phasentrennung eingeräumt worden ist (U.S. Patente 5,755,792 (Brekke); 5,133,755 (Brekke); 5,716,413 (Walter et al.); 5,607,474 (Athanasiou et al.); 5,686,091 (Leong et al.); 5,677,355 (Shalaby et al.); und die europäischen Offenlegungen E0274898 (Hinsch) und EPA 594148 (Totakura)).
Schaumstoffe mit unterschiedlichen Strukturen werden in den 2, 3 und 4 gezeigt. Wie in 3 gezeigt, kann zum Beispiel die Ausrichtung der Hauptachse der Poren so verändert werden, daß sie senkrecht zur Ebene des Schaumstoffs ausgerichtet ist anstatt auf der gleichen Ebene wie der des Schaumstoffs zu sein. Theoretisch, jedoch in keinerlei Weise den Schutzumfang der vorliegenden Erfindung beschränkend, wird angenommen, daß bei der herkömmlichen Schaumstoffbearbeitung, wenn das Lösungsmittel kristallisiert, eine Gefrierfront sich durch die Lösung hindurch bewegt und die Lösung in kristallinen Schichten parallel zur Gefrierfront verfestigt. Wenn jedoch ein Vakuum erzeugt wird, ehe die Lösung vollständig gefriert, ergibt sich die Morphologie des Schaumstoffs in Poren, die, im allgemeinen parallel zur Vakuumquelle ausgerichtet, ausgebildet werden, wie in 3 veranschaulicht wird.
Wie aus 3 ersichtlich ist, kann die Porengröße verändert werden von einer kleinen Porengröße im allgemeinen zwischen zirka 10 μm und zirka 60 μm zu einer größeren Größe von zirka 60 μm bis zirka 200 μm in einem porösen Gradientenschaumstoff. Dies ergibt sich wiederum aus der Erzeugung eines Vakuums auf die anscheinend verfestigte Lösung ehe sie vollständig verfestigt ist. Die Polymerkonzentration in der Lösung und die Abkühlungsraten sind ebenfalls wichtige Parameter für die Steuerung der Zellgröße. Idealerweise könnte die Schaumstoffstruktur so geschaffen werden, daß sie als eine Matrix für die Wiederherstellung von Verbindungsstellen des menschlichen Gewebes dient, wie zum Beispiel die Verbindungsstelle von Knorpel und Knochen, die bei Gelenken vorhanden ist. Dieser Schaumstoff würde von kleinen runden Poren zu größeren säulenförmigen Poren übergehen (d.h. mit einem Verhältnis von Durchmesser zu Länge von mindestens 2:1). Darüber hinaus kann die Steifigkeit des Schaumstoffs durch die Schaumstoffstruktur oder durch das Mischen von zwei unterschiedlichen Polymeren mit unterschiedlichen Elastizitätsmodulen gesteuert werden.
Schaumstoffe können ebenfalls Kanäle aufweisen, wie dies in 2 veranschaulicht wird. Die durch diesen Prozeß ausgebildeten Kanäle können die Dicke des Schaumstoffs durchqueren, und sie haben im allgemeinen einen Durchmesser von zirka 30 bis zirka 200 μm. Die Kanäle haben im allgemeinen mindestens den doppelten durchschnittlichen Durchmesser des Kanals und vorzugsweise mindestens den vierfachen durchschnittlichen Durchmesser des Kanals und am besten mindestens den achtfachen durchschnittlichen Durchmesser des Kanals. Die Größe und der Durchmesser des Kanals werden natürlich auf der Grundlage der ge wünschten Funktionalität des Kanals ausgewählt, wie zum Beispiel Zellinvasion, Nährstoffverteilung oder als ein Pfad für Vaskularisierung.
Der Fachmann kann sich mühelos vorstellen, daß eine solche Ausrichtung in allen drei Dimensionen geschaffen werden kann, indem eine geeignete Form gestaltet wird und die Wände dieser Form, falls erforderlich, unterschiedlichen Temperaturen ausgesetzt werden. Die nachfolgenden Arten von Gradientenstrukturen können hergestellt werden durch eine Veränderung in der Porengröße und/oder Porenform durch die Dicke hindurch mit einem einheitlichen Aufbau: Poren einer Art und Größe für eine bestimmte Dicke, gefolgt von einer anderen Art und Größe von Poren, etc.; struktureller Gradient mit vorherrschend einer Struktur auf einer Seite und einer weiteren auf der anderen Seite, mit einem Übergang von einer zur anderen; eine dicke Haut, aufweisend eine niedrige Porosität einer Lage kleiner Poren, gefolgt von einem Bereich mit großen Poren; Schaumstoffe mit vertikalen Poren mit einer räumlichen Anordnung, diese vertikalen Poren können als Kanäle für Nährstoffdiffusion dienen, wobei diese in 3D-Formen hergestellt werden, um dreidimensionale Schaumstoffe mit den gewünschten Mikrostrukturkombinationen des Zusammensetzungs- und Architekturgradienten zu erzeugen. Im allgemeinen haben die in Behältern oder in Formen ausgebildeten Schaumstoffe eine Dicke im Bereich von zirka 0,25 mm bis zirka 100 mm und vorzugsweise eine Dicke von zirka 0,5 mm bis zirka 50 mm. Dickere Schaumstoffe könnten hergestellt werden, jedoch können die Zeiten des Lyophilisierungszyklus ziemlich lang sein, es kann schwieriger sein, die endgültigen Schaumstoffstrukturen zu steuern, und der Restgehalt an Lösungsmittel kann höher sein.
Wie zuvor beschrieben, wird der erfinderische Prozeßzyklus für die Herstellung von biokompatiblem Schaumstoff wesentlich verkürzt durch die Ausführung des Sublimationsschrittes oberhalb der offensichtlichen Einfriertemperatur und unterhalb der Verfestigungstemperatur des Gemischs (vorzugsweise unmittelbar unterhalb der Verfestigungstemperatur). Die kombinierte Zykluszeit von Gefrieren + erste Trocknung + zweite Trocknung ist viel kürzer, als beim Stand der Technik beschrieben wird. Zum Beispiel beträgt die Zeit des kombinierten Zyklus für aliphatische Polyester mit Einsatz von flüchtigen Lösungsmitteln im allgemeinen weniger als 72 Stunden, vorzugsweise weniger als 48 Stunden, noch besser weniger als 24 Stunden und am besten weniger als 10 Stunden. In der Tat kann der kombinierte Zyklus bei einigen aliphatischen Polyestern in weniger als 3 Stunden für Schaumstoffe mit einer Dicke von 1 mm oder weniger durchgeführt werden; in weniger als 6 Stunden für Schaumstoffe mit einer Dicke von rund 2 mm und in weniger als 9 Stunden für Schaumstoffe mit einer Dicke von rund 3 mm. Man vergleiche dies mit dem Stand der Technik, der typischerweise 72 Stunden oder mehr benötigt. Die Konzentrationen von restlichen Lösungsmitteln bei diesen Schaumstoffen, die mit diesem Verfahren hergestellt werden, sind sehr niedrig. Wie für aliphatische Polyesterschaumstoffe beschrieben, die unter Einsatz von 1,4-Dioxan als Lösungsmittel hergestellt wurden, war die restliche Konzentration von 1,4-Dioxan geringer als 10 ppm (Teile pro Million), besser weniger als 1 ppm und am besten weniger als 100 ppb (Teile pro Milliarde).
Der Fachmann kann sich mühelos vorstellen, daß eine solche Ausrichtung in allen drei Dimensionen geschaffen werden kann, indem eine geeignete Form gestaltet wird und die Wände dieser Form, falls erforderlich, unterschiedlichen Temperaturen ausgesetzt werden. Die nachfolgenden Arten von Gradientenstrukturen können mit Hilfe der vorliegenden Erfindung hergestellt werden:

1. Veränderung in der Porengröße und/oder Porenform durch die Dicke hindurch mit einem einheitlichen Aufbau,
2. Poren einer Art und Größe für eine bestimmte Dicke, gefolgt von einer anderen Art und Größe von Poren, etc.;
3. struktureller Gradient mit vorherrschend einer Struktur auf einer Seite und einer weiteren auf der anderen Seite, mit einem Übergang von einer zur anderen;
4. eine dicke Haut, aufweisend eine niedrige Porosität einer Lage kleiner Poren, gefolgt von einem Bereich mit großen Poren;
5. Schaumstoffe mit vertikalen Poren mit einer räumlichen Anordnung; diese vertikalen Poren können als Kanäle für Nährstoffdiffusion dienen,
6. Herstellung derselben in 3D-Formen, um dreidimensionale Schaumstoffe mit der gewünschten Mikrostruktur zu erzeugen,
7. Kombinationen des Zusammensetzungs- und Architekturgradienten.

Zusätzlich können verschiedene Proteine (einschließlich von Kurzkettenpeptiden), Wachstumsmittel, chemotaktische Mittel und therapeutische Mittel (Antibiotika, Analgetika, entzündungshemmende Mittel, Mittel gegen Abstoßung (zum Beispiel Immunsuppressiva) und Antikrebsmittel) oder keramische Partikel den Schaumstoffen während der Bearbeitung hinzugefügt werden, auf die Oberfläche adsorbiert werden oder in die Schaumstoffe nach deren Herstellung zurück-gefüllt werden. Die Poren des Schaumstoffs können zum Teil oder vollständig mit biokompatiblen resorbierbaren synthetischen Polymeren oder Biopolymeren (wie zum Beispiel Kollagen oder Elastin) oder mit biokompatiblen keramischen Materialien (wie zum Beispiel Hydroxyapatit) und Kombinationen derselben (die Materialien enthalten können oder nicht, welche das Gewebewachstum durch die Vorrichtung hindurch fördern) gefüllt werden. Geeignete Materialien schließen ein, sind jedoch nicht beschränkt auf Autograft-, Allograft- oder Xenograft-Knochen, Knochenmark, morphogene Proteine (BMPs), Epidermiswachstumsfaktor (EGF), Fibroblastenwachstumsfaktor (FgF), von Blutplättchen stammender Wachstumsfaktor (PDGF), insulinähnlicher Wachstumsfaktor (IGF-I und IGF-II), transformierende Wachstumsfaktoren (TGF-β), Gefäßendothelwachstumsfaktor (VEGF) oder andere osteoinduktive oder osteokonduktive Materialien, die auf dem Fachgebiet bekannt sind. Biopolymere könnten ebenfalls genutzt werden als konduktive oder chemotaktische Materialien oder als Zuführvehikel für Wachstumsfaktoren. Beispiele könnten rekombinantes oder vom Tier abgeleitetes Kollagen oder Elastin oder Hyaluronsäure sein. Bioaktive Beschichtungen oder Oberflächenzubereitungen könnten ebenfalls auf die Oberfläche der Materialien aufgebracht werden. Bioaktive Peptidsequenzen (RGDs) könnten zum Beispiel aufgebracht werden, um die Proteinadsorption und die nachfolgende Zellgewebeanhaftung zu erleichtern. Therapeutika könnten ebenfalls mit diesen Schaumstoffen zugeführt werden.
Bei einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung können die Polymere und Blends, die für die Ausbildung der Schaumstoffe verwendet werden, Therapeutika enthalten. Für die Ausbildung dieser Schaumstoffe würde das zuvor beschriebene Polymer mit einem Therapeutikum vor der Ausbildung des Schaumstoffs vermischt werden oder dieses würde in den Schaumstoff nach dessen Ausbildung eingebracht werden. Die Vielfalt unterschiedlicher Therapeutika, die in Verbindung mit den erfindungsgemäßen Schaumstoffen verwendet werden können, ist sehr groß. Im allgemeinen schließen Therapeutika, die über die pharmazeutischen Zusammensetzungen der Erfindung verabreicht werden können, uneingeschränkt ein: Antiinfektiva, wie zum Beispiel Antibiotika und Antivirusmittel; Chemotherapeutika (d.h. Antikrebsmittel); Antiabstoßungsmittel; Analgetika und analgetische Kombinationen; entzündungshemmende Mittel; Hormone, wie zum Beispiel Steroide; Wachstumsfaktoren (knochenmorphogene Proteine (d.h. BMPs 1–7), knochenmorphogen-ähnliche Proteine (d.h. GFD-5, GFD-7 und GFD-8), Epidermiswachstumsfaktor (EGF), Fibroblastenwachstumsfaktor (d.h. FGF 1–9), von Blutplättchen stammender Wachstumsfaktor (PDGF), insulinähnlicher Wachstumsfaktor (IGF-I und IGF-II), transformierende Wachstumsfaktoren (d.h. TGF-β I–III), Ge fäßendothelwachstumsfaktor (VEGF)); und andere natürlich abgeleitete oder gentechnisch hergestellte Proteine, Polysaccharide, Glykoproteine oder Lipoproteine. Diese Wachstumsfaktoren werden beschrieben in Die Zelluläre und Molekulare Basis der Knochenbildung und -wieder-herstellung von Vicki Rosen und R. Scott Thies, veröffentlicht von der R. G. Landes Company, durch Bezugnahme hierdurch hierin eingefügt.
Schaumstoffe, welche bioaktive Materialien enthalten, können formuliert werden, indem ein Therapeutikum oder mehrere mit dem Polymer, das eingesetzt wird, um den Schaumstoff herzustellen, oder mit dem Lösungsmittel oder mit dem Polymer-Lösungsmittelgemisch vermischt und geschäumt werden. Alternativ könnte ein Therapeutikum auf den Schaumstoff aufgeschichtet werden, vorzugsweise mit einem pharmazeutisch annehmbaren Träger.
Jeder pharmazeutische Träger, der den Schaumstoff nicht auflöst, kann verwendet werden. Die Therapeutika können präsent sein als eine Flüssigkeit, als ein feinverteilter Feststoff, oder in jeder anderen geeigneten physischen Form. Typischerweise, jedoch optional, schließt die Matrix eine oder mehrere Zusatzstoffe ein, wie zum Beispiel Verdünner, Träger, Korrigenzien, Stabilisatoren oder dergleichen.
Die Menge des Therapeutikums hängt von dem speziellen Arzneimittel ab, das eingesetzt wird und von dem medizinischen Zustand, der behandelt wird. Typischerweise repräsentiert die Menge des Medikaments zirka 0,001 bis zirka 70, noch typischer zirka 0,001 bis zirka 50, und am typischsten zirka 0,001 bis zirka 20 Massenanteile der Matrix. Die Menge und die Art des Polymers, welches in die Trägermatrix des Medikaments inkorporiert wird, variiert, abhängig vom gewünschten Freisetzungsprofil und der Menge des eingesetzten Medikaments.
Beim Kontakt mit Körperflüssigkeiten wird das Medikament freigesetzt. Wenn das Medikament in den Schaumstoff inkorporiert ist, wird das Medikament beim graduellen Abbau des Schaumstoffes (hauptsächlich durch Hydrolyse) freigesetzt. Dies kann zu einer verlängerten Zufuhr (über zum Beispiel 1 bis 5 000 Stunden, vorzugsweise über 2 bis 800 Stunden hinweg) von Wirkstoffmengen des Medikaments führen (zum Beispiel 0,0001 mg/kg/Stunde bis 10 mg/kg/Stunde). Diese Dosierungsform kann nach Bedarf eingesetzt werden, in Abhängigkeit vom zu behandelnden Patienten, der Schwere der Erkrankung, der Einschätzung des verschreibenden Arztes und dergleichen. Bei der Befolgung dieser oder ähnlicher Verfahrensweisen wird der Fachmann in der Lage sein, eine Vielzahl von Zubereitungen herzustellen.
Der Schaumstoff kann ebenfalls als Gerüst für die Herstellung von Gewebe dienen. Die poröse Gradientenstruktur wäre förderlich für das Wachstum von Zellen. Wie in früheren Patenten (Vacanti, U.S. 5,770,417) dargestellt, können Zellen von einem Patienten geerntet werden (vor oder während der Operation zur Wiederherstellung von Gewebe), und die Zellen können unter sterilen Bedingungen bearbeitet werden, um einen speziellen Zelltyp bereitzustellen (d.h. pluripotente Zellen, Stammzellen oder Vorläuferzellen, wie zum Beispiel die bei Caplan, U.S. 5,486,359, usw.) beschriebenen mesenchymalen Stammzellen). Geeignete Zellen, die in Kontakt mit den Schaumstoffgerüsten gebracht werden oder in diese eingebracht werden können, schließen ein, sind jedoch nicht beschränkt auf Myozyten, Fettzellen, Fibromyoblaste, Ektodermzellen, Muskelzellen, Osteoblaste (d.h. Knochenzellen), Chondrozyten (d.h. Knorpelzellen), Endothelzellen, Fibroblaste, Pankreaszellen, Hepatozyten, Gallengangzellen, Knochenmarkzellen, Nervenzellen, Urogenitalzellen (einschließlich von Nierenzellen) und Kombinationen derselben. Verschiedene zelluläre Strategien könnten mit diesen Gerüsten verwendet werden (d.h. autogene, allogene, xenogene Zellen usw.). Die Zellen könnten ebenfalls eingefügte DNA enthalten, die ein Protein codieren, das die Anhaftung, Proliferation oder Differenzierung von Gewebe stimulieren könnte. Der Schaumstoff würde in die Zellkultur plaziert, und die Zellen würden aufgesät auf die Struktur oder in die Struktur eingesät. Der Schaumstoff würde in einer sterilen Umgebung gehalten und dann in einen Spenderpatienten implantiert, wenn die Zellen in die Mikrostruktur der Vorrichtung eingedrungen sind. Das in vitro Einsäen von Zellen könnte für einen schnelleren Entwicklungs- und Differenzierungsprozeß für das Gewebe sorgen. Es ist klar, daß Zelldifferenzierung und die Schaffung einer gewebespezifischen extrazellulären Matrix von entscheidender Bedeutung für das gewebetechnische Herstellen eines funktionellen Implantats sind.
Die Option des Einsäens unterschiedlicher Zellarten in die unterschiedlichen Porenstrukturen würde Forschern zur Verfügung stehen. Schaufer et al. haben demonstriert, daß unterschiedliche Zellarten (d.h. Stromazellen und Chondrozyten) auf verschiedenen Strukturen gezüchtet werden können. Die Strukturen können nach einem kurzen Zeitraum kombiniert und die gesamte Struktur wieder in die Zellkultur plaziert werden, damit eine zweiphasische Gewebestruktur für die Implantation erzeugt werden kann. Eine Gradientenstruktur würde ebenfalls die Herstellung co-gezüchteter Gewebegerüste gestatten. (Schaefer, D. et al.). Zusätzlich könnten strahlenundurchlässige Marker den Schaumstoffen hinzugefügt werden, um eine bildliche Darstellung nach der Implantation zu ermöglichen. Nach einem festgelegten Zeitraum der in vitro Entwicklung (zum Beispiel 3 Wochen) würde das gewebetechnisch herge stellte Implantat geerntet und in den Patienten eingepflanzt werden. Wenn eine a-zelluläre Strategie verfolgt wird, würden die sterilen a-zellulären Gerüste verwendet werden, um das geschädigte oder traumatisierte Gewebe zu ersetzen.
Die Schaumstoffgerüste der vorliegenden Erfindung können mit herkömmlichen Sterilisierungsverfahren sterilisiert werden, zum Beispiel mit einer auf Strahlung beruhenden Sterilisation (d.h. Gammastrahlen), mit chemischer Sterilisation (Ethylenoxid) oder mit anderen geeigneten Verfahrensweisen. Bevorzugt wird der Sterilisierungsprozeß mit Ethylenoxid bei einer Temperatur zwischen 52–55°C über einen Zeitraum von 8 Stunden oder darunter. Nach der Sterilisation können die Schaumstoffgerüste in eine geeignete sterilisierte feuchtigkeitsfeste Verpackung für den Versand und die Verwendung in Krankenhäusern und anderen Gesundheitseinrichtungen verpackt werden.
Die nachfolgenden Beispiele veranschaulichen die Grundsätze und die Praxis der vorliegenden Erfindung, obwohl sie sich nicht auf diese beschränken. Zahlreiche zusätzliche Ausführungsformen innerhalb des Schutzumfangs und der Wesensart der Erfindung werden für die Fachleute offensichtlich werden.
Beispiele
Bei den nachfolgenden Beispielen wurden die Polymere und Monomere gekennzeichnet nach chemischer Zusammensetzung und Reinheit (NMR, FT-IR), thermischer Analyse (DSC), Molekulargewicht (inhärente Viskosität), und grundlegende und in vitro mechanische Eigenschaften (Instron Stress/Strain).
¹HMR wurde ausgeführt auf einem 300 MHz NMR-Gerät unter Einsatz von CDCl₃ oder HFAD (Hexafluoraceton Sesqua Deutrium Oxid) als Lösungsmittel. Die thermische Analyse von segmentierten Polymeren und Monomeren wurde vorgenommen mit einem Dupont 912 Differential-Scanning-Kalorimeter (DSC). Inhärente Viskositäten (I. V., dL/g) der Polymere und Co-Polymere wurden gemessen unter Einsatz eines Cannon-Ubbelhode Verdünnungs-Viskosimeter Kaliber 50, eingetaucht in ein thermostatisch gesteuertes Wasserbad bei 25 Grad Celsius und unter Verwendung von Chloroform oder Hexafluorisopropanol (HFIP) als Lösungsmittel bei einer Konzentration von 0,1 g/dL.
Bei diesen Beispielen werden bestimmte Abkürzungen verwendet, wie z.B. PCL für polymerisiertes ε-Caprolakton, PGA für polymerisiertes Glykolid, PLA für polymerisiertes (L)Laktid. Darüber hinaus geben die Prozentzahlen vor dem Co-Polymer die jeweiligen Mol-Prozentsätze jedes Bestandteils an.
Beispiel 1
Herstellung eines Schaumstoffs mit Zufalls-Mikrostruktur (keine bevorzugte Architektur)
Schritt A. Zubereitung einer 5% Gewicht/Gewicht homogenen Lösung von 35/65 PCL/PGA in 1,4-Dioxan.
Eine 5% Gewicht/Gewicht Polymerlösung wird hergestellt durch das Auflösen eines Teils von 35/65 PCL/PGA mit 19 Teilen des Lösungsmittels – 1,4 Dioxan. Das 35/65 PCL/PGA Co-Polymer wurde im wesentlichen so hergestellt, wie in Beispiel 8 beschrieben. Die Lösung wird in einem Kolben mit einem Magnetrührstab hergestellt. Damit sich das Co-Polymer komplett auflöst, wird empfohlen, daß das Gemisch langsam auf 60 ± 5°C erwärmt wird und kontinuierlich über mindestens 4 Stunden hinweg, jedoch nicht länger als 8 Stunden gerührt wird. Eine klare homogene Lösung wird dann erhalten, indem die Lösung durch einen Filter mit extra grober Porosität gefiltert wird (Pyrex Extraktionshülse mit Frittescheibe), unter Einsatz von Trockenstickstoff zur Unterstützung bei der Filtration dieser viskosen Lösung.
Schritt B. Lyophilisierung
Ein Labor-Lyophilisierer – Freezemobile 6 von VIRTIS wurde bei diesem Experiment verwendet. Der Gefriertrockner wird eingeschaltet, und die Kühlfachkammer wird bei 20°C unter Trockenstickstoff zirka 30 Minuten gehalten. Thermoelemente für die Überwachung der Temperatur der Fächer werden für die Überwachung befestigt. Die gemäß Schritt A zubereitete homogene Polymerlösung wird vorsichtig in die Formen eingefüllt, unmittelbar vor dem eigentlichen Beginn des Zyklus. Eine Glasform wurde bei diesem Beispiel eingesetzt, jedoch kann eine Form genutzt werden, die aus einem beliebigen Material besteht, das inert gegenüber 1,4-Dioxan ist, das gute Wärmeübertragungsmerkmale aufweist und eine Oberfläche, welche die problemlose Entfernung des Schaumstoffes ermöglicht. Die Glasform oder die -schale, die bei diesem Beispiel eingesetzt wurde, wog 620 Gramm, war aus optischem Glas mit einer Dicke von 5,5 mm und zylindrisch mit einem Außendurchmesser von 21 cm und einem Innendurchmesser von 19,5 cm. Die Ausgußhöhe der Schale war 2,5 cm. Danach werden die folgenden Schritte nacheinander ausgeführt, um einen Schaumstoff von 2 mm Dicke herzustellen:

(i) Die Glasschale mit der Lösung wird sorgfältig (ohne Kippen) auf das Regalfach des Lyophilisators, das bei einer Temperatur von 20°C gehalten wird, plaziert. Der Zyklus wird gestartet und die Regalfachtemperatur wird 30 Minuten lang für die thermische Konditionierung bei 20°C gehalten.
(ii) Die Lösung wird dann auf –5°C abgekühlt, indem das Regalfach auf –5°C abgekühlt wird.
(iii) Nach 60 Minuten des Gefrierens bei –5°C wird ein Vakuum aufgebracht, um die Primärtrocknung des Dioxan durch Sublimation einzuleiten. Eine Stunde der Primärtrocknung unter Vakuum bei –5°C wird benötigt, um den größten Teil des Lösungsmittels zu entfernen. An Ende dieser Trocknungsphase hat das Vakuumlevel typischerweise zirka 50 mTorr oder weniger erreicht.
(iv) Als nächstes erfolgte eine Sekundärtrocknung unter einem Vakuum von 50 mTorr oder weniger in zwei Phasen, um das adsorbierte Dioxan zu entfernen. In der ersten Phase wurde die Regalfachtemperatur auf 5°C erhöht und bei dieser Temperatur eine Stunde lang gehalten. Am Ende der ersten Phase wurde die zweite Phase der Trocknung begonnen. In der zweiten Phase der Trocknung wurde die Regalfachtemperatur auf 20°C erhöht und bei dieser Temperatur eine Stunde lang gehalten.
(v) Am Ende der zweiten Phase wird der Lyophilisator auf Raumtemperatur gebracht, und das Vakuum wird mit Stickstoff beendet. Die Kammer wird zirka 30 Minuten lang mit Trockenstickstoff gereinigt, ehe die Tür geöffnet wird.

Die oben beschriebenen Schritte sind geeignet für die Herstellung von Schaumstoffen mit einer Dicke von zirka 2 mm oder weniger. Wie es einem Fachmann bewußt wäre, sind die hierin beschriebenen Bedingungen typisch, und die operativen Bereiche hängen von mehreren Faktoren ab, wie zum Beispiel: Konzentration der Lösung; Polymer-Molekulargewichte und -zusammensetzungen; Volumen der Lösung; Parameter der Form; Gerätevariablen, wie zum Beispiel Abkühlungsrate, Erwärmungsraten und dergleichen. 1 zeigt eine Aufnahme eines Rasterelektronenmikroskops für Oberflächen (SEM) eines Querschnitts des Schaumstoffs, der gemäß dem Verfahren hergestellt wurde, das in diesem Beispiel angeführt wird. Die Zufallsmikrostruktur (keine bevorzugte Architektur) dieses Schaumstoffs ist zu beachten.
Beispiel 2
Herstellung eines Schaumstoffs mit vertikalen Kanälen
Dieses Beispiel beschreibt die Herstellung eines 35/65 PCL/PGA Schaumstoffs mit vertikalen Kanälen, die Pfade für Nährstofftransport und gesteuerte Gewebeneubildung bereitstellen würden.
Wir verwendeten einen FTS Dura Dry Freeze Trockner mit Computersteuerung und Datenüberwachungssystem für die Herstellung dieses Schaumstoffs. Der erste Schritt bei der Herstellung dieses Schaumstoffs war die Zubereitung einer homogenen Lösung. Eine 10% Gewicht/Gewicht homogene Lösung von 35/65 PCL/PGA wurde in einer Weise hergestellt, die der ähnelt, die in Beispiel 1, Schritt A, beschrieben wird. Die Polymerlösung wurde vorsichtig in eine Schale gefüllt, unmittelbar vor dem eigentlichen Beginn des Zyklus. Die Schale wog 620 Gramm, war aus optischem Glas mit einer Dicke von 5,5 mm und zylindrisch mit einem Außendurchmesser von 21 cm und einem Innendurchmesser von 19,5 cm. Die Ausgußhöhe der Schale war 2,5 cm. Danach werden die folgenden Schritte nacheinander ausgeführt, um einen Schaumstoff von 2 mm Dicke mit der gewünschten Architektur herzustellen:

(i) Die mit der Lösung gefüllte Schale wurde auf das Regalfach des Gefriertrockners gestellt, das auf –17°C vorgekühlt worden war. Der Zyklus wurde begonnen, und die Regalfachtemperatur wurde 15 Minuten lang bei –17°C gehalten, und die Polymerlösung wurde einer schnellen starken Abkühlung ausgesetzt.
(ii) Nach 15 Minuten der schnellen starken Abkühlung auf –17°C wurde ein Vakuum aufgebracht, um die Primärtrocknung des Dioxan durch Sublimation einzuleiten, und es wurde über eine Stunde hinweg bei 100 milliTorr gehalten.
(iii) Danach erfolgte die Sekundärtrocknung bei 5°C über eine Stunde und bei 20°C über eine Stunde. Bei jeder Temperatur wurde das Vakuumlevel bei 20 mTorr aufrechterhalten.
(iv) Am Ende der zweiten Phase wurde der Lyophilisator auf Raumtemperatur gebracht, und das Vakuum wurde mit Stickstoff beendet. Die Kammer wurde zirka 30 Minuten lang mit Trockenstickstoff gereinigt, ehe die Tür geöffnet wurde.

2 ist eine SEM-Aufnahme, welche einen Querschnitt des Schaumstoffs mit vertikalen Kanälen zeigt. Diese Kanäle verlaufen durch die Dicke des Schaumstoffs hindurch.
Beispiel 3
Gradientenschaumstoff mit Architektur
Dieses Beispiel beschreibt die Herstellung eines Schaumstoffs, der einen Gradienten in der Schaumstoffmorphologie, wie in 3 gezeigt, aufweist, unter Einsatz einer 10%-Lösung von 35/65 ε-Caprolakton-Co-Glykolid. Das Verfahren für die Herstellung eines solchen Schaumstoffs ist ähnlich der Beschreibung, die bei Beispiel 2 gegeben wird, mit einem Unterschied. Bei Schritt (ii) des Lyophilisierungsprozesses ist der Zeitraum, über den die Lösung in der Gefrierphase gehalten wird, 30 Minuten.
3 ist eine Aufnahme eines Rasterelektronenmikroskops für Oberflächen eines Querschnitts dieses Schaumstoffs. Die Variation in der Porengröße und in der Porenform über die gesamte Dicke des Schaumstoffs ist zu beachten.
Beispiel 4
Transkompositioneller Schaumstoff
Dieses Beispiel beschreibt die Herstellung eines Schaumstoffs, der einen Zusammensetzungsgradienten und nicht unbedingt einen morphologischen Gradienten aufweist. Ein solcher Schaumstoff wird hergestellt aus Polymerlösungen, die aus physikalischen Gemischen von zwei oder mehreren Polymeren zubereitet wurde. Dieses Beispiel beschreibt einen transkompositionellen Schaumstoff, hergestellt aus 35/65 PCL/PGA und 40/60 PCL/PLA.
Schritt A. Zubereitung eines Lösungsgemisches von 35/65 PCL/PGA und 40/60 PCL/PLA in 1,4-Dioxan.
Bei dem bevorzugten Verfahren werden zuerst die zwei separaten Lösungen hergestellt: (a) eine 10% Gewicht/Gewicht Polymerlösung von 35/65 PCL/PGA und (b) eine 10% Gewicht/Gewicht 40/60 PCL/PLA Lösung. Sobald diese Lösungen, wie in Beispiel 1 beschrieben, hergestellt worden sind, werden gleiche Teile jeder Lösung in einen Mischkolben gegossen. Die Polymere, die für die Herstellung dieser Lösungen genutzt werden, werden in den Beispielen 8 und 9 beschrieben. Eine homogene Lösung dieser physikalischen Mischung wurde erzielt durch das vorsichtige Erwärmen auf 60 ± 5°C und kontinuierliches Rühren mit einem Magnetrührstab über zirka 2 Stunden.
Schritt B. Lyophilisierungszyklus
Wir verwendeten einen FTS Dura Dry Freeze Trockner mit Computersteuerung und Datenüberwachungssystem für die Herstellung dieses Schaumstoffs. Der erste Schritt bei der Herstellung dieses Schaumstoffs war die Zubereitung einer homogenen Lösung, wie in Schritt A beschrieben. Die Lösung wurde vorsichtig in eine Schale gefüllt, unmittelbar vor dem eigentlichen Beginn des Zyklus. Die zylindrische Glasschale wog 117 Gramm, war aus optischem Glas mit einer Dicke von 2,5 mm und zylindrisch mit einem Außendurchmesser von 100 mm und einem Innendurchmesser von 95 mm. Die Ausgußhöhe der Schale war 50 mm. Danach werden die folgenden Schritte nacheinander ausgeführt, um einen Schaumstoff von 25 mm Dicke mit dem transkompositionellen Gradienten herzustellen:

(i) Die mit der Lösung gefüllte Schale wurde auf das Regalfach des Gefriertrockners gestellt, und die Lösung wurde bei 20°C 30 Minuten konditioniert. Der Zyklus wurde begonnen, und die Regalfachtemperatur wurde auf –5°C mit einer programmierten Abkühlungsrate von 0,5°C/min. eingestellt.
(ii) Die Lösung wurde im Gefrierzustand (–5°C) 5 Stunden lang gehalten.
(iii) Vakuum wurde aufgebracht, um die Primärtrocknung des Dioxan durch Sublimation einzuleiten und bei 100 milliTorr 5 Stunden lang gehalten.
(iv) Danach erfolgte die Sekundärtrocknung bei 5°C über fünf Stunden und bei 20°C über zehn Stunden. Bei jeder Temperatur wurde das Vakuumlevel bei 20 mTorr aufrechterhalten.
(v) Am Ende der zweiten Phase wurde der Lyophilisator auf Raumtemperatur gebracht, und das Vakuum wurde mit Stickstoff beendet. Die Kammer wurde zirka 30 Minuten lang mit Trockenstickstoff gereinigt, ehe die Tür geöffnet wurde.

Der Schaumstoff weist einen Gradienten in der chemischen Zusammensetzung auf, was sich aus einer genauen Prüfung der Morphologie der Schaumstoffwand ergibt, wie in 4, 5 und 6 gezeigt. Der Gradient in der chemischen Zusammensetzung wurde weiter belegt durch NMR-Daten, wie nachstehend im Einzelnen beschrieben ist.
Das Merkmal des Schaumstoffmusters, das gemäß dem obigen Verfahren hergestellt wurde und eine Dicke von ungefähr 25 mm aufwies, war die Mol-Prozent-Zusammensetzung. Das Schaumstoffmuster besteht aus einem physikalischen Gemisch von PCL/PLA und PCL/PGA. Schnitte des Schaumstoffmusters wurden angefertigt und analysiert, um zu bestätigen, daß das Material ein Zusammensetzungsgradient war. Die Muster-Schnitte wurden identifiziert als 1) Schaumstoff IA (oberster Schnitt), 2) Schaumstoff IB (oberer mittlerer Schnitt), 3) Schaumstoff IC (unterer mittlerer Schnitt) und 4) Schaumstoff ID (unterster Schnitt). Die Zubereitung des NMR-Musters bestand aus dem Auflösen von 5 mg des Materials in 300 μL Hexafluoraceton Sesqua Deutriumoxid (HFAD) und nachfolgendem Verdünnen mit 300 μL von C₆D₆.
1H NMR-Ergebnisse: Mol-Prozent-Zusammensetzung
Die NMR-Ergebnisse weisen darauf hin, daß die Schaumstoff-Muster einen Gradienten in Bezug auf die Zusammensetzung aufweisen. Die oberste Schicht des Schaumstoffs hat eine hohe PLA-Konzentration (47 Mol-%), während die unterste Schicht des Schaumstoffs eine hohe PGA-Konzentration hat (56 Mol-%). Diese Ergebnisse legen nahe, daß das PCL/PGA-Co-Polymer und das PCL/PLA Co-Polymer Unterschiede in ihrem Phasentrennungsverhalten während des Gefrierschritts aufweisen und einen einzigartigen Zusammensetzungsgradienten-Schaumstoff ausbilden.
Beispiel 5
Transstruktureller Schaumstoff
Dieses Beispiel beschreibt die Herstellung eines Schaumstoffs, der einen Zusammensetzungsgradienten und strukturellen Gradienten aufweist und nicht unbedingt einen morphologischen Gradienten. Dieser Schaumstoff wird hergestellt aus Polymerlösungen, die durch physikalische Gemische von zwei oder mehreren Polymeren angefertigt wurden. Dieses Beispiel beschreibt einen transkompositionellen Schaumstoff, hergestellt aus 35/65 PCL/PLA (wie in Beispiel 9 beschrieben) und 95/5 PLA/PCL (ein Zufalls-Co-Polymer mit einer inhärenten Viskosität von 1,8 in HFIP, gemessen wie hierin beschrieben). Es ist zu beachten, daß 35/65 PCL/PLA ein weiches elastomeres Co-Polymer ist, während 95/5 PLA/PCL ein relativ starres Co-Polymer ist. Die Kombination der beiden sorgt für einen kompositionellen sowie strukturellen Gradienten. Dieser Schaumstoff wird hergestellt unter Befolgung der Schritte, die in Beispiel 4 angegeben sind, ausgehend von einem homogenen 50/50 physikalischen Gemisch einer 10% Gewicht/Gewicht-Lösung von 35/65 PCL/PLA und einer Lösung von 10%-Gewicht/Gewicht von 95/5 PLA/PCL in 1,4 Dioxan. Dieser transkompositionelle Schaumstoff stellt eine gute Matrix für Gewebeverbindungsstellen dar, wie zum Beispiel Knochen-Knorpel-Schnitt-stellen.
Beispiel 6
Zellkultur- und Differenzierungsdaten
Dünne Folien aus 95/5 PLA/PGA, 90/10 PGA/PLA, 95/5 PLA/PCL, 75/25 PGA/PCL und 40/60 PCL/PLA wurden getestet. Gewebekulturpolystyrol (TCPS) wurde als positive Kontrolle für alle Untersuchungen genutzt. Vor dem Testen wurden Polymerscheiben am Boden einer ultraniedrigen Cluster-Schale mit 24 Vertiefungen positioniert, und sie wurden 20 Minuten in Wachstumsmedien vorbenetzt.
Das 95/5 PLA/PGA Co-Polymer, das bei diesem Beispiel benutzt wurde, war ein Zufalls-Co-Polymer mit einer inhärenten Viskosität von 1,76, wie bestimmt in HFIP bei 25°C, das gegenwärtig beim Panacryl^TM Nahtmaterial (Ethicon Inc., Somerville, New Jersey) benutzt wird. Das 90/10 PGA/PLA Co-Polymer war ein Zufalls-Co-Polymer mit einer inhärenten Viskosität von 1,74, wie bestimmt in HFIP bei 25°C, das gegenwärtig beim Vicyl^TM Nahtmaterial (Ethicon Inc., Somerville, New Jersey) benutzt wird. Das 95/5 PLA/PCL Polymer wurde hergestellt, wie in Beispiel 10 beschrieben, mit einer inhärenten Viskosität von 2,1, wie bestimmt in HFIP bei 25°C. Das 75/25 PG/PCL Co-Polymer ist ein segmentiertes Block-Co-Polymer mit einer inhärenten Viskosität von 1,85 und wird beschrieben im US Patent 5,133,739. Dieses Co-Polymer wird gegenwärtig benutzt bei Monocryl^TM Nahtmaterial (Ethicon Inc., Somerville, New Jersey). Das bei diesem Beispiel benutzte 40/60 PCL/PLA Co-Polymer wurde, wie in Beispiel 9 beschrieben, hergestellt und hatte eine inhärente Viskosität von 1,44.
Zellanhaftung und -proliferation: Die Zellen wurden eingesät mit 40 000/Vertiefung in ultraniedrige Cluster-Schalen (Corning) mit 24 Vertiefungen, welche die Polymere enthielten. Die ultraniedrigen Cluster-Schalen sind mit einer Schicht aus Hydrogel-Polymer beschichtet, welches die Protein- und Zelladhäsion an den Vertiefungen verzögert. Die Zellanhaftung an die Biopolymere wurde nach einer Inkubationszeit von 24 Stunden (N = 3 für jedes Polymer) bestimmt. Die anhaftenden Zellen wurden freigegeben durch Trypsinierung, und die Anzahl der Zellen wurde bestimmt unter Einsatz eines Hämacytometers. Die Zellproliferation wurde eingeschätzt durch die Bestimmung der Zellzählungen an den Tagen 3 und 6 nach dem Aussäen.
Differenzierungsanalysen:
Alkaliphosphatase-Aktivität: Die Alkaliphosphatase-Aktivität wurde bestimmt durch eine kolorimetrische Analyse unter Einsatz von p-Nitrophenolphosphat-Substrat (Sigma 104) und unter Befolgung der Anweisungen der Hersteller. Kurz gesagt, Zellen wurden auf die dünnen Folien oder Gitter mit einer Dichte von 40 000 Zellen/Vertiefung gesät und wurden einer Inkubation von 1, 6, 14 und 21 Tagen ausgesetzt. Sobald die Zellen am Tag 6 Konfluenz erreichten, wurden sie mit einem Mineralisierungsmedium gefüttert (Wachstumsmedium ergänzt mit 10 mM β-Glyzerophosphat, 50 μg/ml Ascorbinsäure). Die Alkaliphosphatase-Aktivität wurde bestimmt bei Zellhomogenaten (0,05% Triton X-100) zu den oben genannten Zeitpunkten. Die Menge an Protein in Zellextrakten wurde bestimmt durch die Mikro-BCA-Reagenz von Pierce. Auf dünnen Folien und Gittern gezüchtete primäre Rattenosteoblasten wurden ebenfalls gefärbt für eine membrangebundene Alkaliphosphatase unter Einsatz eines histochemischen Färbe-Kits (Sigma). Für alle dünnen Folien und Gitter wurden drei Proben pro Gruppe getestet.
Osteocalzin ELISA: Osteocalzin, ausgeschieden in das Medium durch auf verschiedenen dünnen Folien gezüchtete Osteoblasten wurde quantifiziert mit ELISA (Osteocalzin ELISA Kit, Biomedical Technologies Inc., Boston). Bruchteile von Medien aus den Vertiefungen, welche die Polymerfolien enthielten, wurden vor dem Messen dieses Proteins mit ELISA lyophilisiert. Drei Proben für jedes Polymer wurden getestet, und ELISA wurde zweimal wiederholt.
Von Kossa Färbung
Drei Proben für jedes Polymer wurden für mineralisiertes Gewebe gefärbt, unter Einsatz von Von Kossa Silbernitratfärbemittel.
Expression von Alkaliphosphatase und Osteocalzin mRNAs
Die Expression von Alkaliphosphatase und Osteocalzin mRNAs in Zellen wurde bewertet durch semi-quantitative reverse Transkriptase-Polymerase-Kettenreaktion (RT-PCR) unter Einsatz von RNA, extrahiert aus 21 Tage auf den dünnen Folien gezüchteten Zellen. Sieben Tage nach dem Aussäen wurden die Kulturmedien ersetzt durch Mineralisierungsmedien (3 mM β-Glyzerophosphat und 50 μg/ml Ascorbinsäure wurden hinzugefügt). Die Zellen wurden weitere 2 Wochen gezüchtet, über einen Gesamtzeitraum von 3 Wochen. Gesamt-RNA wurde extrahiert aus vier Proben pro Gruppe unter Einsatz eines Rneasy Mini-Kit, bereitgestellt durch Qiagen. Die Qualität und die Menge an Gesamt-RNA wurde für jede Polymergruppe gemessen. Das Gesamt-RNA wurde einer reversen Transkription unterzogen, um cDNA zu erhalten, unter Einsatz einer reversen Transkriptase-Reaktion (Superscript II, Gibco). Die cDNAs für Osteocalzin, Alkaliphosphatase und Glyzeraldehyd-3-Phosphatase-Dehydrogenase (GAPDH) wurden vervielfacht unter Einsatz eines zuvor beschriebenen PCR-Protokolls (GIBCO BRL Herstelleranweisung). Die Startermolekülsequenzen (Tabelle I) für Osteocalzin, Alkaliphosphatase und GAPDH wurden erhalten unter Einsatz des FASTA Programms (Genetic Computer Group, Madison, WI). Es wurden auch Vorstudien durchgeführt für die Optimierung der Anzahl der PCR-Zyklen für jedes Startermolekül (Tabelle II), und zur Bestimmung des Bereiches von RNA, das Proportionalität zu cDNA aufweist. Die PCR- Produkte wurden einer Elektrophorese unterzogen auf 1% (Gewicht) Agarose-Gelen, die Ethidiumbromid enthalten. Die Gele wurden unter ultraviolettem Licht fotografiert und durch Densitometrie hinsichtlich der Expression von Osteocalzin und Alkaliphosphatase mRNAs in Bezug auf GAPDH bewertet.
Statistische Analyse
Varianzanalyse (ANOVA) mit Tukey post hoc Vergleichen wurde benutzt, um die Signifikanzlevel für alle Analysen zu bewerten.
Tabelle I. Startermolekül verwendet bei RT-PCR
Tabelle II PCR Optimierungszyklen
Ergebnisse
Zellanhaftung und Proliferation auf bioresorbierbaren Polymeren: Kein feststellbarer Unterschied bei der Zellmorphologie war offensichtlich zwischen den verschiedenen Polymerfolien und im Vergleich zu TCPS. Die Zellanhaftung an die verschiedenen Bio-Polymerfolien war äquivalent zu TCPS nach einer Inkubationszeit von 24 Stunden. Am Tag 3 proliferierten die Zellen gut auf allen Folien mit Ausnahme von 40/60 PCL/PLA, wo die Proliferation 60% im Verhältnis zu TCPS betrug. Des weiteren unterstützten 95/5 PLA/PGA und 90/10 PGA/PLA Folien einen beträchtlich höheren (p < 0,05) Grad von Zellproliferation im Vergleich zu TCPS und 40/60 PCL/PLA (7A).
Differenzierungsanalyse:
Alkaliphosphatase-Enzymaktivität: Das Profil für die Alkaliphosphataseaktivität, ausgedrückt durch Osteoblasten, gezüchtet auf 95/5 PLA/PGA, 90/10 PGA/PLA und 95/5 PLA/PCL Folien war ähnlich dem Profil, das bei TCPS beobachtet wurde. Alkaliphosphatase-spezifische Aktivitäten waren beträchtlich (p < 0,05) erhöht bei Osteoblasten, gezüchtet auf 40/60 PCL/PLA und 75/25 PGA/PCL Folien am Tag 14 bzw. 21, im Vergleich zu anderen Folien und TCPS (7B).
Expression von Alkaliphosphatase und Osteocalzin mRNA:
Die Expression von mRNAs für Alkaliphosphatase, Osteocalzin und GAPDH für Osteoblasten, gezüchtet auf 95/5 PLA/PGA, 40/60 PLA/PCL, 95/5 PLA/PCL Folien und TCPS wurde durch Densitometrie bewertet. Die Ergebnisse sind in 7C dargestellt. Es sollte beachtet werden, daß die Daten in 7B höchstens semi-quantitativ sind. Dennoch legen die Daten nahe, daß 40/60 PCL/PLA Folien beträchtlich (p < 0,05) höhere Grade der Osteocalzin-Expression unterstützen, im Vergleich zu TCPS. Der Rest der Polymeroberflächen war äquivalent mit TCPS sowohl für Osteocalzin als auch für Alkaliphosphatase mRNAs Expression.
Schlußfolgerungen
Es wurden keine größeren Unterschiede in Bezug auf Zellanhaftung und -proliferation zwischen den verschiedenen bioresorbierbaren Folien oder Gittern festgestellt, die nach 6 Tagen der Inkubation getestet wurden. Des weiteren deuten die Ergebnisse darauf hin, daß Unter schiede zwischen diesen Materialien offensichtlicher waren hinsichtlich ihrer Differenzierungsmerkmale. Zellen, die auf 40/60 PCL/PLA Folie gezüchtet wurden, zeigten eine erhöhte Alkaliphosphataseaktivität und Osteocalzin mRNA Expression im Vergleich zu anderen Folien und TCPS nach 14 bzw. 21 Tagen der Inkubation.
Referenzen, auf die für ein umfassenderes Verständnis dieser Techniken Bezug genommen werden kann, schließen ein M. A. Aronow, L. C. Gerstenfeld, T. A. Owen, M. S. Tassinari, G. S. Stein und J. B. Lian: "Faktoren, welche die progressive Entwicklung des Osteoblast-Phänotyps in gezüchteten fetalen Schädeldeckenzellen von Ratten fördern: Journal of Cellular Physiology, 143: 213–221 (1990) und Stein, G. S., Lian, J. B., und Owen, T. A. "Verhältnis des Zellwachstums zur Regulierung von gewebespezificher Gen-Expression während der Osteoblastendifferenzierung" FASEB, 4, 3111–3123 (1990).
Beispiel 7
In vivo Studie des Schaumstoffblends beim dermalen Wundheilungsmodell des Schweines
Dieses Beispiel beschreibt die Ergebnisse der Implantation eines Schaumstoff-Gewebegerüstes mit einer Dicke von 1 mm, 0,5 mm bei einem Exzisionswunde-Modell mit voller Dicke bei einem Schwein. Das Schaumstoff-Gewebegerüst wurde hergestellt aus einem Blend von 40/60 ε-Caprolakton-Co-Laktid, hergestellt, wie beschrieben in Beispiel 8, und 35/65 ε-Caprolakton-Co-Glykolid, wie in Beispiel 9 beschrieben. Diese Polymere wurden miteinander vermischt und zu Schaumstoffen von 1 mm und 0,5 mm ausgebildet, im wesentlichen wie in Beispiel 3 beschrieben (außer daß die Abkühlungsrate 2,5°C pro Minute war und daß sie nur auf –5°C gekühlt wurden). Rasterelektronenmikroskopaufnahmen für Oberflächen eines Schaumstoffs von 0,5 mm sind dargestellt in den 9A, 9B und 9C. Die zwei Dicken (0,5 mm und 1 mm) von Schaumstoffen wurden dann im Wundexzisionsmodell mit und ohne Bereitstellung von PDGF getestet. Die sich ergebenden vier unterschiedlichen Proben wurden dann ausgewertet.
Eine histologische Blindbewertung von Proben wurde vorgenommen bei 48 Exzisionswunden mit voller Dicke von vier Schweinen (12 Orte pro Tier), die 8 Tage nach der Zufügung der Wunde entnommen wurden. Die Bewertung wurde auf H&E gefärbten Objektträgern vorgenommen. Im Verlauf der histologischen Auswertung wurden die folgenden Parameter beim Probensatz eingestuft/ausgewertet: 1) qualitative und quantitative Bewertung der Zellinvasion der Matrix, 2) Infiltration von polymorphkernigen Leukozyten (PMNs) in die Kontaktzone (ventrale Oberfläche) der Matrix, 3) Entzündung im Granulationsgewebebett unterhalb der (ventral zu der) Matrix, 4) Reaktion der Epidermis auf die Matrix, und 5) Grad der Fragmentation der Matrix.
Tierhaltung:
Die Schweine wurden einzeln in Koben (mit einer Mindestbodenfläche von 10 Quadratfuß) und mit einer Kennzeichnung versehen, untergebracht. Allen Schweinen wurde eine individuelle Tiernummer zugewiesen. An jedem einzelnen Tierkoben wurde eine Tiernummer angebracht, ebenso wie die Art/der Stamm, Datum des Eingriffs, Operationstechnik und Dauer des Experiments und Datum der Euthanasie. Jedes Tier wurde eindeutig gekennzeichnet mit einer Tiernummer im Nackenbereich mit Hilfe eines Dauermarkers.
Die Tierunterkünfte wurden bei einer Feuchtigkeit von 40 bis 70% und einer Temperatur von 15 bis 24°C (59,0 bis 75,2°F) gehalten. Die Tiere erhielten ein Standardfutter für Schweine einmal pro Tag, mußten jedoch in der Nacht vor einem experimentellen Verfahren, für welches eine Narkose erforderlich war, fasten. Wasser stand ad libitum zur Verfügung. Ein täglicher Hell:Dunkel-Zyklus von 12:12 Stunden wurde eingehalten.
Narkose:
Am Anfangstag der Studie, an den Tagen der Auswertung und am Tag der Sektion wurden die Tiere gefesselt und narkotisiert, entweder mit einer intramuskulären Injektion von Tiletamin HCl plus Zolazepam HCl (Telazol^®, Fort Dodge Animal Health, Fort Dodge, Iowa 4 mg/ml) und Xylazin (Rompun^®, Bayer Corporation, Agriculture Division, Animal Health, Shawnee Mission, Kansas, 4 mg/ml) oder mit Isofluran (AErrane^® Fort Dodge Animal Health, Fort Dodge, Iowa) Inhalationsnarkose (5 Volumenprozent), verabreicht mit einem Nasentubus. Wenn das Tier im Operationsbereich war, wurde es weiterhin unter einer Isofluran (Aerrane^® Inhalationsnarkose (2 Volumenprozent) gehalten, verabreicht über einen Nasentubus. Nach der Erholung von jedem Eingriff stand Futter zur Verfügung.
Vorbereitung des Operationsortes:
Einen Tag vor dem operativen Eingriff wurde das Körpergewicht festgestellt, und der dorsale Bereich der vier Schweine wurde mit einem elektrischen Scherapparat, ausgestattet mit einer chirurgischen Rasierklinge Nr. 40, geschoren. Die geschorene Haut wurde danach nochmals gründlich mit Rasierschaum und einem Rasiermesser geschoren und anschließend abgespült. Die geschorene Haut und das gesamte Tier (mit Ausnahme des Kopfes) wurden dann mit einem chirurgischen Scheuerschwamm mit einer PCMX Reinigungslösung (Pharmaseal^® Scrub Care^® Baxter Healthcare Corporation, Pharmaseal Division, Valencia, Kalifornien) und anschließend mit HIBICLENS^® Chlorhexidinglukonat (zu beziehen von COE Laboratories, Incorporated, Chicago, Illinois) abgeschrubbt. Das Tier wurde mit einem sterilen Handtuch trockengerieben. Sterile NUGAUZE^®-Gaze (von Johnson & Johnson Medical Incorporated, Arlington, Texas) wurde über die dorsale Oberfläche jedes Tieres gelegt und mit WATERPROOF* Klebeband (zu beziehen von Johnson & Johnson Medical Incorporated, Arlington, Texas) befestigt. Der gesamte Torsobereich des Tieres wurde danach mit Spandage^TM elastischer Stretchbandage umwickelt (zu beziehen von Medi-Tech International Corporation, Brooklyn, New York), um über Nacht eine saubere Oberfläche aufrechtzuerhalten.
Am Tag des chirurgischen Eingriffs, unmittelbar vor dem Verbringen des Tieres zum Operationsbereich wurde die dorsale Haut erneut geschrubbt, unter Einsatz eines chirurgischen Scheuerschwamms mit einer PCMX Reinigungslösung (Pharmaseal^® Scrub Care^®) abgespült und mit einem sterilen Handtuch trockengerieben, wie dies am vorhergehenden Tag vorgenommen worden war. Die Tiere wurden auf dem Operationstisch liegend plaziert, mit 70%igem Alkohol abgerieben und mit steriler Gaze abgetrocknet. Mit einem sterilen chirurgischen Marker (erhältlich bei Codman^®, einer Abteilung von Johnson & Johnson Professional Incorporated, Raynham, Massachussetts) und einer Acetat-Schablone wurden Markierungen auf der dorsalen Haut gemäß dem gewünschten Ort jeder Wunde voller Dicke angebracht.
Chirurgisches Verfahren:
Nach der Narkose wurden unter sterilen Bedingungen zwölf (12) Exzisionen voller Dicke (1,5 × 1,5 cm) pro Tier in zwei Reihen parallel zur Wirbelsäule in den linken und rechten dorsalen Bereichen mit einer chirurgischen Skalpellklinge vorgenommen. Eine Schere und/oder eine Skalpellklinge wurden verwendet, um bei der Entfernung der Haut und des subkutanen Gewebes zu helfen. Die Blutung wurde durch den Einsatz einer Schwammtamponade unter Kon trolle gehalten. Es wurde genügend Raum zwischen den Wunden gelassen, um eine Beeinträchtigung einer Wunde durch eine andere zu vermeiden. Die Dicke des ausgeschnittenen Gewebes wurde mit Hilfe eines digitalen Dickenmessers gemessen.
Vornahme der Behandlung und Verbinden:
Jede Wunde wurde einem vorbereiteten codierten Behandlungsschema unterzogen (bei allen Behandlungen wurden den Tieren der Studie die Augen verbunden). Der Primärverband, bestehend aus dem einzelnen sterilen Testartikel (1,5 × 1,5 cm, 24 Stunden lang in eine sterile Kochsalzlösung eingetaucht), wurde nach einem vorher bestimmten Schema in den Wundausschnitt eingebracht. Der Sekundärverband, ein nichthaftendes, in Kochsalzlösung eingetauchtes quadratisches Stück RELEASE* Verbandmaterial (hergestellt von Johnson & Johnson Medical Incorporated, Arlington, Texas) wurde oben auf den Testartikel plaziert. Eine Schicht BIOCLUSIVE* Verbandmaterial (erhältlich bei Johnson & Johnson Medical Incorporated, Arlington, Texas) wurde über der Wunde verschlossen, um die Wunde feucht und den Verband an Ort und Stelle zu halten. Streifen von selbsthaftendem Reston^TM (3M Medical-Surgical Division, St. Paul, Minnesota) Polyurethan-Schaumstoff wurden zwischen die Wunden plaziert, um eine Cross-Kontamination aufgrund austretender Wundflüssigkeit zu vermeiden und um die Wunden vor Schädigung und den Verband vor einer Verschiebung zu schützen. Eine Schicht NU-GAUZE* Gaze wurde oben auf den BIOCLUSIVE* Verband und den Reston^TM Schaumstoff plaziert und mit WATERPROOF* Klebeband befestigt, um die Verbände zu schützen. Die Tiere wurden danach mit Spandage^TM Elastiknetz verbunden, um dabei zu helfen, die Verbände an Ort und Stelle zu halten.
Die Sekundärverbände wurden entfernt und täglich durch ein frisches Stück in Kochsalzlösung getauchtes RELEASE* Sekundärverbandmaterial ersetzt. Die Primärverbände (Testartikel) wurden nicht angerührt, es sei denn sie waren verschoben oder aus dem Wundausschnitt herausgedrückt worden.
POSTOPERATIVE VERSORGUNG UND KLINISCHE BEOBACHTUNGEN:
Nach der Vornahme der Eingriffe unter Narkose wurden die Tiere in ihre Koben zurückgebracht, wo sie sich erholen konnten. Den Tieren wurden Analgetika verabreicht (Buprenorphinhydrochlorid ([Injizierbares Buprenex, 0,01 mg/kg, intramuskulär], verkauft von Re ckitt & Colman Products, Hull, England) – unmittelbar nach dem operativen Eingriff und am folgenden Tag. Nach der Erholung von der Narkose wurden die Schweine auf Anzeichen von Beschwerden oder Schmerzen in ihrem Verhalten beobachtet. Es wurden keine Anzeichen von Schmerzen beobachtet.
Jedes Schwein wurde nach dem Tag des operativen Eingriffs zweimal pro Tag beobachtet, um seinen Gesundheitsstatus auf der Grundlage der allgemeinen Haltung und Erscheinung, der Nahrungsmittelaufnahme, der Fäkalien- und Urinabscheidung und des Vorhandenseins anormaler Ausscheidungen festzustellen.
EUTHANASIE:
Am Ende der Studie (8 Tage nach der Zufügung der Wunde) wurde jedes Tier unter Narkose durch eine intravenöse Injektion von (1 ml/10 Pfund Körpergewicht) Socumb^TM Pentobarbitalnatrium- und Phenytoinnatrium-Euthanasie-Lösung (verkauft durch The Butler Company, Columbus, Ohio) über die marginale Ohrvene getötet. Nach der Tötung wurden die Tiere beobachtet, um zu gewährleisten, daß die Atmungsfunktion aufgehört hatte und daß die Herzfunktion erloschen war. Ein Stethoskop erleichterte die Feststellung des Erlöschens der Herzfunktion.
GEWEBEERNTE:
Unmittelbar nach der Tötung wurde jede Wunde, zusammen mit dem darunter liegenden Fett und einem kleinen Teil der umgebenden Haut ausgeschnitten. Das Gewebe wurde in 10%-iges neutrales Pufferformalin plaziert.
BEWERTUNGEN:
Visuelle Wundeinschätzung:
Allgemeine Beobachtungen wurden für die Tage 1–3 vermerkt, einschließlich von Verlagerung, Wundreaktion und physische Merkmale des Gerüsts. Detaillierte klinische Bewertungen erfolgten an den Tagen 4–8 nach der Zufügung der Wunde. Einschätzungen wurden festgehalten in Bezug auf das Vorliegen/Nichtvorliegen (ja = 1/nein = 0) und/oder des Grades (mit Punktbewertung) der folgenden Parameter:
Verband-Zustand: Luftexponiert, Verlagerung des Testartikels, Kanalbildung, Kommunikation und Feuchtigkeitsgehalt des RELEASE* Sekundärverbands (Punktwertung: 4 = feucht, 3 = feucht/trocken, 2 = trocken/feucht, 1 = trocken).
Wundbett-Zustand: Feuchtigkeitsgehalt des Testartikels (Punktwertung: 4 = feucht, 3 = feucht/trocken, 2 = trocken/feucht, 1 = trocken), Entzündung (Punktwertung: 3 = schwer, 2 = mäßig, 1 = leicht, 0 = keine), Wiederverletzung (Punktwertung: 3 = schwer, 2 = mäßig, 1 = leicht, 0 = keine), Blutgerinnsel, Follikelentzündung, Infektion, Level des Testartikels: Punktwertung; 4 = supererhoben, 3 = erhoben, 2 = eben, 1 = eingedrückt), Fibrin (Punktwertung: 3 = stark, 2 = mäßig, 1 = leicht, 0 = ohne) und Erythem. Die Farbe des Testartikels wurde ebenfalls beobachtet.
GEWEBEVERARBEITUNG:
Ausgeschnittene Gewebeproben wurden am Tag acht entnommen. Die gesamte Wunde wurde geerntet und in 10%-iges neutrales Pufferformalin plaziert. Das Gewebe wurde für Gefrierschnitte vorbereitet. Das Gewebe wurde zugeschnitten und auf den Objektträger mit Tissue-Tek^® OCT Compound (verkauft durch Sakura Finetechnical Company, Limited, Tokyo, Japan) aufgebracht und schnellgefroren. Die Proben wurden auf dem Kryostat bei 10 μm geschnitten und mit einem gefrorenen H&E Färbemittel gefärbt.
HISTOLOGISCHE EINSCHÄTZUNGEN (Tag 8 nach der Zufügung der Wunde)
Die histologischen Einschätzungen für Granulationsgewebe (Bereich und Länge) und Epithelisierung wurden bewertet auf der Grundlage der mit H&E gefärbten Proben mit einer Vergrößerung von 20–40×. Die Höhe des Granulationsgewebes wurde bestimmt, indem der Bereich durch die Länge dividiert wurde.
Die histopathologische Bewertung der Gewebeproben wurde auf der Grundlage der mit H&E gefärbten Proben vorgenommen, indem sie zuerst bei einer Vergrößerung von 100× bis 400× eingeschätzt wurden.
ERGEBNISSE
Es lag eine Zellinvasion in die Zwischenräume der Matrix bei der Mehrheit aller Testorte vor. Bei der Mehrheit der Orte war diese Invasion ein echtes Gewebeeinwachsen, bestehend aus unterschiedlichen Populationen von Fibroblasten, Markrophagen, Makrophagen-Riesenzellen und endothel-ähnlichen Zellen, und es schien auch eine Kapillarbildung zu geben. Eine signifikante Bildung einer dichten fibrösen Bindegewebsschicht dorsal zu den Matrizes, im wesentlichen die Matrizen im Gewebe einbettend, wurde an mehreren Orten der 0,5 mm Schaumstoffe mit und ohne PDFG festgestellt. Die 1 mm Matrizes befanden sich entweder an der Oberfläche des Gewebebettes oder waren abgeworfen. Die Makrophagen- Riesenzellenbildung schien bei den 0,5 mm Schaumstoffgerüsten größer zu sein als bei den 1 mm Schaumstoffgerüsten. An den Orten, wo der 1 mm Schaumstoff abgeworfen oder teilweise vom darunter liegenden Granulationsgewebe getrennt war, lag ein Absterben der eindringenden Zellen vor, die Massen von pyknotischen Zelltrümmern bildeten.
Eine komplette Einfügung der Matrix in das Granulationsgewebebett wurde an mehreren Orten bei den 0,5 mm Schaumstoffgerüsten festgestellt. 10 und 11 veranschaulichen die Einfügung dieser Matrizes in das Granulationsgewebebett. 10 ist ein Dunkelfeld 40× Piktomikrobild einer dreifarbig gefärbten Gewebeprobe. 11 ist ein 100× kombiniertes Mikrobild einer dreifarbig gefärbten Probe, das die Zellinvasion eines Schaumstoffs, der PDGF enthält, veranschaulicht. Eine komplette Einfügung der Matrizes in das Granulationsgewebebett ist bei beiden Aufnahmen offensichtlich. Das dichte Fasergewebe oberhalb des Schaumstoffgerüsts ist bei beiden Aufnahmen offensichtlich. Diese Ergebnisse weisen darauf hin, daß die 0,5 mm Schaumstoffe ein geeignetes Substrat für das Wachsen von Epidermalgewebe bereitstellen.
Beispiel 8
Synthese eines Zufalls-Poly(ε-Caprolakton-Co-Glykolids)
Ein Zufalls-Co-Polymer von ε-Caprolakton-Glykolids mit einer 35/65 Mol-Zusammensetzung wurde synthetisiert durch Ringöffnungs-Polymerisationsreaktion. Das Syntheseverfahren war im wesentlichen das Verfahren, welches im U.S. Patent 5,468,253 in Beispiel 6 beschrieben wird (hiermit durch Bezugnahme hierin eingefügt). Die hinzugefügte Menge an Diethylenglykol-Initiator wurde angepaßt auf 1,15 mMol/Mol Monomer, um die folgenden Merkmale des getrockneten Polymers zu erhalten: Die inhärente Viskosität (I. V.) des Co-Polymers war 1,59 dL/g in Hexafluorisopropanol bei 25°C. Das Mol-Verhältnis von PCL/PGA wurde festgestellt mit 35,5/64,5 durch Proton NMR mit einem Restmonomer von zirka 0,5%. Die Vitrifizierung (Tg) und die Schmelzpunkte (Tm) des Co-Polymers wurden mittels DSC festgestellt als –1°C, 60°C bzw. 126°C.
Beispiel 9
Synthese von 40:60 Poly(ε-Caprolakton-Co-L-Laktids) durch sequentielle Addition
In der Glove-Box wurden 100 μL (33 μmol) einer 0,33 M Zinn-II-Octoatlösung in Toluol, 115 μL (1,2 mMol) Diethylenglykol, 24,6 Gramm (170 mMol) L-Laktid und 45,7 Gramm (400 mMol) ε-Caprolakton in einen silanisierten, flammengetrockneten 250 mL Zweihals- Rundbodenkolben, ausgestattet mit einem mechanischen Rührer aus rostfreiem Stahl und einer Stickstoffgasabdeckung, überführt. Der Reaktionskolben wurde in einem schon auf 190°C eingestellten Ölbad plaziert und dort gehalten. In der Zwischenzeit wurden in der Glove Box 62,0 Gramm (430 mMol) L-Laktid in einen flammengetrockneten Druckausgleichs-Zusatztrichter überführt. Der Trichter war mit Wärmeband umwickelt und am zweiten Hals des Reaktionskolbens befestigt. Nach 6 Stunden bei 190°C wurde das geschmolzene L-Laktid über einen Zeitraum von 5 Minuten hinweg dem Reaktionskolben hinzugefügt. Die Reaktion wurde über Nacht über eine Gesamtreaktionszeit von 24 Stunden bei 190°C fortgesetzt. Die Reaktion ließ man dann über Nacht auf Raumtemperatur abkühlen. Das Co-Polymer wurde aus dem Reaktionskolben isoliert, indem flüssiger Stickstoff hineingefroren wurde und das Glas zerbrochen wurde. Eventuell verbliebene Glasfragmente wurden aus dem Co-Polymer mit Hilfe einer Bankschleifmaschine entfernt. Das Co-Polymer wurde wiederum mit flüssigem Stickstoff gefroren und von der mechanischen Rührschaufel abgebrochen. Das Co-Polymer wurde in ein Tara-Glasgefäß mit einer Wiley-Mühle gemahlen und wurde über Nacht in einem Vakuumofen auf Raumtemperatur erwärmt. 103,13 Gramm von 40:60 Poly(ε-Caprolakton-Co-L-Laktid) wurden einer Tara-Aluminiumpfanne hinzugefügt und dann unter Vakuum bei 110°C über 54 Stunden entverflüchtigt. 98,7 Gramm (95,7 Massenanteile) des Co-Polymers wurde nach der Entverflüchtigung wiedergewonnen. Die inhärente Viskosität wurde gemessen und festgestellt als 1,1 dL/g in CHCl₃ bei 25°C (c = 0,1 g/dL). FTIR (Gießfolie von CHCl₃ auf KBr Fenster, cm^–1): 2993, 2944, 2868, 1759, 1456, 1383, 1362, 1184, 1132, 1094, 870 und 756. ¹H NRM (400 MHz, HFAD/Benzol, ppm): δ 1,25, 2 breite Linien (e); 1,35, 2 Linien (f); 1,42, 3 Linien; 1,55, 2 Linien; 2,22, 3 Linien; 2,35, 4 breite Linien; 4,01, 3 Linien; 4,05, 3 Linien; 4,2, Quartett; 5,05, 3 breite Linien; 5,15, 4 Linien. Polymerzusammensetzung gemäß ¹H NMR: 41,8% PCL, 57,5% PLA, 0,8% L-Laktid, < 0,1% ε-Caprolakton. DSC (20°C/min, erste Wärme): T_M = 154,8°C, ΔH_m = 18,3 J/g. GPC (Molekulargewichte bestimmt in THF unter Einsatz von Poly(Methylmethakrylat) Standards, Dalton): M_w = 160,000, M_n = 101,000, PDI = 1.6
Beispiel 10
Synthese von 95/5 PLA/PCL Co-Polymer
In der Glove-Box wurden 170 μL (1,8 mMol) Diethylenglykol, 350 μL (115 μMol) einer 0,33 M Zinn-II-Octoatlösung in Toluol, 17,1 Gramm (150 mMol) von ε-Caprolakton und 410,4 Gramm (2,85 Mol) L-Laktid in einen silanisierten, flammengetrockneten 1000 mL Rundbo denkolben, ausgestattet mit einem mechanischen Rührer aus rostfreiem Stahl und einem Vakuumabführanschluß, plaziert, um eine Trockenstickstoff-Gasabdeckung aufrechtzuerhalten. Der Reaktionskolben wurde in einem schon auf 185°C eingestellten Ölbad plaziert und dann dort 3 Stunden gehalten. Der Kolben wurde dann aus dem Ölbad herausgenommen und konnte sich auf Raumtemperatur abkühlen. Das Polymer wurde isoliert, indem der Kolben mit Aluminiumfolie umwickelt wurde, in flüssigem Stickstoff gefroren wurde und danach an dem Polymer anhaftendes Glas abgeschliffen wurde. Das Co-Polymer wurde dann in einer Wiley-Mühle gemahlen. Das gemahlene Polymer wurde bei 80°C 24 Stunden vakuumgetrocknet. 302 Gramm Co-Polymer wurden erhalten. Die inhärente Viskosität war 2,1 dL/g in Chloroform (25°C, c = 0,1 g/dL). Die Co-Polymer-Zusammensetzung wurde gemessen mit Proton NRM Spektroskopie und festgestellt als 97,2 Mol-Prozent PLA und 2,8 Mol-Prozent PCL. Es wurde kein restliches Monomer festgestellt.

Claims

Biokompatibler Gradientenschaumstoff, der eine erste Stelle und eine zweite Stelle aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß der biokompatible Gradientenschaumstoff bei mindestens einem Merkmal, ausgewählt aus Zusammensetzung, Steifigkeit, Flexibilität, Bioabsorptionsrate und Porenarchitektur, einen im wesentlichen kontinuierlichen Übergang von der ersten Stelle zu der zweiten Stelle des biokompatiblen Gradientenschaumstoff aufweist und dadurch, daß der biokompatible Gradientenschaumstoff durch Lyophilisierung, superkritisches Lösungsmittelschäumen, Gasspritzextrusion, Gasspritzformen oder Gießen mit einem extrahierbaren Material erhalten wird.
Schaumstoff nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Schaumstoff bioabsorbierbar ist.
Schaumstoff nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Schaumstoff aus einem bioabsorbierbaren aliphatischen Polyester, einer Poly(Aminosäure), einem Copoly(Ether-Ester), einem Polyalkylenoxalat, einem Polyamid, einem Poly(Iminocarbonat), einem Polyorthoester, einem Polyoxaester, einem Polyamidoester, einem Polyoxaester, der Amingruppen enthält, einem Poly(Anhydrid), einem Polyphosphazen, einem Biopolymer oder einer Mischung derselben, hergestellt ist.
Schaumstoff nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß zusätzlich ein zweites aliphatisches Polyester als Bestandteil des Schaumstoffs vorhanden ist.
Schaumstoff nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß in dem Schaumstoff ebenfalls ein therapeutisches Mittel vorhanden ist.
Schaumstoff nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß das therapeutische Mittel ein Antiinfektiosum, ein Hormon, ein Analgetikum, ein Entzün dungshemmungsmittel, ein Wachstumsfaktor, ein Chemotherapeutikum, ein Antiabstossungsmittel, ein Prostaglandin, ein RDG-Peptid oder eine Kombination derselben ist.
Schaumstoff nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß der biokompatible Gradientenschaumstoff gefüllt ist mit einem biokompatiblen Material, ausgewählt aus bioabsorbierbaren synthetischen Polymeren, biokompatiblen, bioabsorbierbaren Biopolymeren, biokompatiblen keramischen Materialien und Kombinationen derselben.
Schaumstoff nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Schaumstoff mit einer Einlage innerhalb des biokompatiblen Gradientenschaumstoffs ausgebildet ist.
Schaumstoff nach einem der Ansprüche 1 bis 8 zur Verwendung bei der Wiederherstellung oder Neubildung von Gewebe.