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Die
vorliegende Erfindung liegt auf dem Gebiet therapeutisch wirksamer
biologisch abbaubarer Implantate. Die Erfindung betrifft insbesondere
vernetzbare Polyester, Polyorthoester und Polyacetal-Vorpolymere zur
Verwendung in der Herstellung solcher Implantate ebenso wie spezifische,
biologisch aktive vernetzbare Vorpolymer-Formulierungen und Implantate, die durch
Vernetzen solcher Formulierungen gewonnen wurden. Die vorliegende
Erfindung betrifft weiterhin die Herstellung eines Implantats unter
Verwendung dieser Vorpolymere und Formulierungen.
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Hintergrund
der Erfindung
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Biodegradierbare
Polymere werden heutzutage weithin verwendet und wurden für einen
breiten Bereich medizinischer Anwendungen und Vorrichtungen wie
Implantate entwickelt, um eine vorübergehende mechanische Funktion
zu erfüllen,
wie beispielsweise für
Knochenplatten, Nähte
und dergleichen und/oder um einen Arzneistoff lokal in einer kontrollierten
Art und Weise abzugeben. In derartigen Anwendungen ist ein Implantatmaterial
mit einer geeigneten Stärke
erforderlich, um eine temporäre
Brücke
im Knochendefekt bereitzustellen. Insbesondere bezüglich mechanischer
medizinischer Vorrichtungen ist bereits ein Verfahren bekannt, bei
dem Zellen, die eine erwünschte
Funktion aufweisen, auf einem vorgefertigten Polymer-Gerüst gezüchtet werden,
gefolgt vom Transfer des Zell-Polymergerüstes in einem Patienten an
einen Ort, der zur Anlagerung geeignet ist, um ein funktionelles
Organ-Äquivalent
zu erzeugen. Der Erfolg dieses Verfahrens hängt größtenteils von der Fähigkeit
der implantierten Zellen ab, sich an die sie umgebende Umgebung
anzubinden und die Angiogenese zu stimulieren. Das Polymer-Gerüst, das
für die
initiale Zellkultur verwendet wird, ist aus einem Material hergestellt,
das sich über
die Zeit hinweg abbaut und deswegen nicht mehr länger in dem chimeren Organ
vorhanden ist. Das bevorzugte Material zur Bildung der Matrixstruktur
ist üblicherweise
ein biodegradierbares, synthetisches Polymer wie beispielsweise
Polyglycolsäure,
Polyorthoester, Polyanhydrid oder dergleichen, die leicht durch
Hydrolyse abbaubar sind. Dieses Material kann mit einem zweiten
Material wie beispielsweise Gelatine oder Agarose beschichtet werden,
um die Zellanlagerung bzw. -anbindung zu verstärken. Im Falle der Herstellung
einer Knorpel-Struktur ist ein solches Verfahren namentlich in US-Patent
Nr. 5 041 138 beschrieben, das speziell Polyglactin benennt, ein
90:10-Copolymer von Glycolid und Lactid, vermarktet von Ethicon
Co. (Somerville, New-Jersey) unter dem Handelsnamen Vicryl®.
Die Polymermatrix muss einen adäquaten
Ort zur Anbindung und eine adäquate
Diffusion von Nährstoffen
und/oder Wachstumsfaktoren bereitstellen, die während der Zellkultur zugeführt werden,
um die Zelllebensfähigkeit
und -wachstum aufrechtzuerhalten, bis die Matrix implantiert ist
und eine Vaskularisierung aufgetreten ist. Eine bevorzugte Struktur
für eine
Organkonstruktion ist deswegen eine Struktur, die aus Polymerfasern
mit großer
Oberfläche
gebildet werden, was einen relativ geringen Konzentrationsgradienten
von Nährstoffen
zur Folge hat, so dass ein gleichförmiges Zellwachstum und -proliferation
erreicht wird. Beispiele für
eine solche Technologie werden in EP-A-795 573 und US-Patent Nr.
5 108 755 bereitgestellt. Das Letztere offenbart eine implantierbare
Verstärkungsvorrichtung,
die eine relativ große
Steifheit zeigt basierend auf einem Substrat-Polymer, ausgewählt aus Poly(orthoester),
Polymilchsäure,
Polyglycolsäure
und Polycaprolacton, und zeigt eine initiale Biegefestigkeit und
einen Modulus (gemäß ASTM D
790-81) von jeweils 65 MPa und 1,6 GPa. Die genannte Vorrichtung
hielt 90% ihrer anfänglichen
Biegefestigkeit und ein Modul bis zu 6 Wochen in vitro aufrecht,
jedoch reduzierte die Strahlungssterilisation die anfängliche
Biegefestigkeit um 60% und erhöhte
die Abbaugeschwindigkeit, wodurch die mechanischen Eigenschaften
in ernsthafter Weise verschlechtert wurden. Offensichtlich besteht
ein Nachteil dieser Art von Verfahren darin, dass die Form des vorgefertigten
Polymergerüstes
kaum zum Zeitpunkt der Implantierung in den Patienten verändert werden
kann.
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In
Hinblick auf die Verbesserung eines Implantates, wahlweise mit einem
Arzeistoffsystem, in den Körper
ohne Einschnitt, während
die Nachteile von injizierten Mikropartikeln (die keinen kontinuierlichen
Film oder ein Implantat mit der erforderlichen strukturellen Integrität aufweisen
und ohne umfassenden chirurgischen Eingriff nicht entfernt werden
können,
falls eine Komplikation auftritt) vermieden werden, offenbart US-Patent Nr.
5 278 202 eine injizierbare Zusammensetzung, die für ein in
situ-Implantat für
einen lebenden Körper
geeignet ist, beispielsweise eine Knochen- oder Periodontal-Cavität ohne Verwendung
von Lösungsmitteln,
die Folgendes umfasst:
- (a) ein pharmazeutisch
verträgliches
flüssiges
mit Acrylester bedecktes Vorpolymer, gebildet aus einem Oligomer
mit niedrigem Molekulargewicht mit terminalen funktionellen Gruppen,
die zur Reaktion mit Acryloylchlorid in der Lage sind,
- (b) ein pharmazeutisch verträgliches
Härtungsmittel,
und
- (c) wahlweise ein biologisch aktives Mittel, wie beispielsweise
Peptid- oder Proteinarzneistoffe.
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US-Patent
Nr. 5 837 752 offenbart ebenfalls eine Zusammensetzung in einer
Form, die zur Knochenreparatur oder -ersatz geeignet ist, Knochenzement
oder Dentalmaterial. Im Anschluss an die Exposition gegenüber aktiven
Spezies (wie beispielsweise Licht-Startern oder Wärme-Startern)
bildet dieses ein festes halb-ineinander greifendes Polymernetzwerk
(d. h. eine Zusammensetzung von zwei unabhängigen Bestandteilen, die ein
vernetztes Polymer und ein nicht-vernetztes Polymer sind), die dazu
in der Lage sind, das Knochenwachstum und -reparatur zu unterstützen, und
Folgendes umfasst:
- (a) ein lineares hydrophobes
biologisch abbaubares Polymer,
- (b) ein Monomer oder Makromer, das eine biologisch abbaubare
Anhydrid-Bindung einschließt,
und eine freie radikalische (Meth)acrylat-polymerisierbare Gruppe
enthält,
und
- (c) wahlweise einen reaktiven oder nicht-reaktiven Viskositätsmodifikator,
- (d) wahlweise therapeutische und/oder diagnostische Mittel,
und
- (e) wahlweise Porositäts-formende
Mittel, einschließlich
anorganischer Salze und proteinartiger Materialien mit einer Teilchengröße von 100
bis 250 μm.
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Die
Zusammensetzung kann eine Viskosität vor der Vernetzung aufweisen,
die sich von einer viskosen Flüssigkeit,
geeignet zur Injektion, bis zu einer formbaren pastenartigen Masse
erstreckt. Beispiele für
hydrophobe Polymere schließen
(a) Polyorthoester, Polydioxanone, Polycarbonate, Polyaminocarbonate,
Polyhydroxysäuren
und Polyanhydride ein. Die einzige illustrierte Ausführungsform
betrifft die Netzwerk-Copolymerisierung der Methacrylsäureanhydride
der Sebacinsäure
und 1,3-bis(p-Carboxyphenoxy)propan. Diese Zusammensetzung weist
den Nachteil auf, dass therapeutische Mittel, die eine Hydroxy-
oder Amin-Funktionalität aufweisen,
die mit der Anhydrid-Bindung reaktiv sind, indirekt eingebaut werden
müssen,
d. h. in Form von Mikroteilchen.
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Unter
den biodegradierbaren bzw. biologisch abbaubaren Polymeren wurde
eine spezielle Aufmerksamkeit Polyestern und Copolyestern gezollt,
insbesondere solchen basierend auf Lactonen wie beispielsweise ε-Caprolacton,
Glycolid und Lactiden. Die kontrollierte Freisetzung bioaktiver
Mittel aus Lactid/Glycolid-Polymeren ist insbesondere im US-Patent
Nr. 3 773 919 beschrieben. Ebenfalls offenbart US-Patent Nr. 4 902 515
die Verkapselung eines biologisch aktiven Inhaltsstoffes in ineinandergreifenden
Segmenten von Poly(R-lactid) und Poly(S-lactid).
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Geeignete
Polymerimplantate, insbesondere Polyesterimplantate, können konventionell
hergestellt werden, während
biologisch abbaubare Polymerzusammensetzungen hergestellt werden,
die durch Flüssigkeits-Pressen
bzw. -Giessen, Filament-Ziehen, Netz-Bildung, Strangpressen oder
Formpressen gewonnen werden. Therapeutisch wirksame Implantate können in ähnlicher
Weise durch Dispergieren eines Arzneistoffs in einer Polymermatrix
und danach Extrudieren des sich ergebenen Gemisches hergestellt
werden. Aufgrund der üblicherweise
hohen Temperaturen, die zum Extrudieren von Polymeren notwendig
sind, ist ein solches Verfahren offensichtlich hauptsächlich auf
biologisch aktive Arzneistoffe mit einer beträchtlich hohen Wärmestabilität beschränkt. Das
Verfahren ist deswegen nicht einfach auf thermisch abbaubare Arzneistoffe
wie beispielsweise die meisten Peptide und Proteine anwendbar. In
viele Fällen
sind die aktiven Formen von Proteinen schwierig zusammen mit biodegradierbaren
Polymeren zu formulieren.
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Zur
maßgeschneiderten
Anpassung eines biologischen Materials an die spezifischen physiko-chemischen Erfordernisse,
die auftreten, wenn ein eine synthetische Ladung tragendes (beispielsweise
eine Hüfte) oder
nicht-tragendes (beispielsweise eine kraniale Fraktur) therapeutisch
aktives biodegradierbares Knochenimplantat muss in situ an dem Ort
ausgehärtet
werden, wo das Knochenwachstum zu erwarten ist, und zahlreiche Faktoren
haben deswegen in Erwägung
gezogen zu werden. Zunächst,
wenn eine abbauende Polymermatrix eine Sequenz umfasst, beispielsweise
einen Polyester oder einen Polyorthoester, der dazu in der Lage ist,
saure Verbindungen wie beispielsweise Milchsäure oder Glycolsäure zu erzeugen,
wird das Wachstumsmedium für
knochenbildende Zellen wie beispielsweise Osteoblasten zu sauer
und stellt eine nachteilige Umgebung für die Knochenrekonstruktion
bereit. Es besteht deswegen ein Bedarf in der Technik für ein in
situ implantierbares biologisches Material, das für die Knochenrekonstruktion
geeignet ist und das das Problem von sauren Polymermatrices überwindet,
insbesondere eine Zusammensetzung, die dazu in der Lage ist, ein schwach
alkalisches Medium im Implantat bereitzustellen, und somit die Interaktion
mit Osteoblasten begünstigt.
Zweitens besteht ebenfalls ein Bedarf in der Technik nach injizierbaren
Zusammensetzungen, die zur in situ-Implantation in den lebenden
Körper
geeignet sind, basierend auf flüssigen,
abgedeckten Vorpolymeren, die dazu in der Lage sind, rasch abgebaut
zu werden. Drittens besteht ein Bedarf nach biodegradierbaren in situ
implantierbaren Zusammensetzungen, deren Abbauzeit besser verteilt
oder kontrolliert werden kann, beispielsweise bei denen der aktive
Inhaltsstoff nicht aus der Matrix austritt, bevor die Polymermatrix
sich abbaut. Folglich, als allgemeine Regel, besteht ein Bedarf
nach der Entwicklung von spezifischen biokompatiblen vernetzbaren
Polymerformulierungen, die dazu in der Lage sind, spezifische Erfordernisse
zur Verwendung als Implantatmaterialien zur Heilung von Knochendefekten
oder in der Fixierung von Dentalimplantaten zu erfüllen.
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Zusammenfassung
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung basiert auf der Entdeckung, dass die oben
erwähnten
Schwierigkeiten bei der Verwendung von biodegradierbaren Polymeren
zur Bewirkung der Reparatur von Knochendefekten in Säugetieren,
insbesondere in Menschen, Pferden, Hunden, Rindern und dergleichen
durch geeignete Auswahl der Formulierungsbestandteile überwunden
werden kann, um sowohl die physiko-chemischen, insbesondere Viskositäts-, pH-
und Degradierbarkeits-Erfordernisse medizinischer Verfahren wie
beispielsweise der In situ-Knochenimplantationstechnologie überwunden
werden können,
und die eine Kompatibilität
mit einem breiten Bereich biologisch aktiver Zusatzstoffe aufweisen,
die am meisten verwendet werden können, um die Erfolgschancen
derartiger Verfahren zu verbessern. Deswegen betrifft gemäß eines
ersten Aspektes die vorliegende Erfindung eine Zusammensetzung,
die zur Herstellung eines biodegradierbaren Implantats geeignet
ist, und die ein vernetzbares multifunktionelles Vorpolymer umfasst,
wobei das Zahlenmittelmolekulargewicht des vernetzbaren multifunktionellen
Vorpolymers im Bereich von 150 bis 20.000 ist, wobei die Zusammensetzung eine
derartige Viskosität
aufweist, dass sie bei einer Temperatur von 0 bis 60°C in eine
dreidimensionale Form verformbar ist, wobei das vernetzbare multifunktionelle
Vorpolymer innerhalb eines Temperaturbereichs von 0 bis 60°C vernetzbar
ist und zumindest einen biodegradierbaren Bereich aufweist, ausgewählt aus
der Gruppe, die aus Poly-α-hydroxysäuren, Polyestern,
Polyaminosäuren,
Polyorthoestern und Gemischen hiervon und Polyacetalen besteht und
zumindest einer polymerisierbaren Region, die zumindest zwei polymerisierbare Endgruppen
aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass sie weiterhin ein biokompatibles
ungesättigtes
funktionelles Monomer umfasst und eine wirksame Menge eines Abgabesystems
einer mineralisch-biologisch-aktiven Komponente und/oder einer effektiven
Menge eines biokompatiblen, abbaubaren oder wasserlöslichen Porositäts-induzierenden
Bestandteils.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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1 repräsentiert
ein Histogramm eines Verbundstoffes, der Gelatine und ein vernetztes
biodegradierbares Polymer aufweist, implantiert in Kranial-Defekte
eines Hundes.
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2 repräsentiert
ein Histogramm eines Verbundmaterials, das ein vernetztes biodegradierbares Polymer
umfasst, implantiert in Kranialdefekte eines Hundes ohne Gelatine.
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3 repräsentiert
ein Rasterelektronenmikroskopbild eines Verbundstoffes, der Gelatine,
ein Abgabesystem mit einem mineralischen Bestandteil und ein vernetztes
biodegradierbares Polymer umfasst.
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4 repräsentiert
ein Rasterelektronenmikroskopbild eines Verbundstoffes, der ein
vernetztes biodegradierbares Polymer alleine umfasst.
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Ausführliche
Beschreibung der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung wird nunmehr unter Bezugnahme auf spezielle
Ausführungsformen
beschrieben, jedoch ist die Erfindung hierauf nicht beschränkt, sondern
nur durch die beigefügten
Ansprüche.
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Die
vorliegende Erfindung basiert auf der unerwarteten Entdeckung, dass
die vorher erwähnten
Probleme, nämlich
die Medium-Azidität,
die Rate der Porenbildung und die Geschwindigkeit der Abbaubarkeit
der bekannten vernetzbaren multifunktionellen Vorpolymere, die zumindest
zwei polymerisierbare Endgruppen aufweisen (hierin nachstehend ebenfalls
als „Makromer" bezeichnet), die
beispielsweise auf einem Polyester oder einem Polyorthoester basieren,
in zufriedenstellender Weise durch in geeigneter Weise Modifizieren
von diesen durch Einführung
eine hydrophilen Sequenz oder durch in geeigneter Weise Formulieren
von diesen mit zumindest einer biologisch aktiven Substanz gelöst werden
kann, wie beispielsweise einem Liganden, einem Peptid oder einem
Protein (einschließlich
eines Knochen-morphogenetischen Proteins oder eines transformierenden
Wachstumsfaktors), wahlweise chemisch modifiziert, um polymerisierbare
Gruppen zu enthalten, und/oder mit einem mineralischen Abgabesystem.
Makromere, die zur Durchführung
der vorliegenden Erfindung geeignet sind, können auf mehreren unterschiedlichen
Wegen entwickelt werden, wie es weiter unten erläutert wird, vorausgesetzt,
dass diese zu einer biodegradierbaren Zusammensetzung beitragen,
aufgrund der erwünschten
Viskosität
einfach implantiert werden können
und bei einer moderaten Temperatur im Körper eines Säugetiers
aushärten
können,
d. h. vorzugsweise aufgebracht auf einen Knochenbestandteil eines
Säugetiers
und besonders bevorzugt in eine Knochencavität eines Säugetiers wie beispielsweise
eines Menschen, eines Pferdes, eines Hundes, eines Rindes und dergleichen
gegossen oder durch Spritzguss eingebracht wird. Diese unterschiedlichen
Wege der Erreichung des erwünschten
Ergebnisses können
bei der Entwicklung eines Makromers der Erfindung, falls notwendig,
kombiniert werden.
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Der
Begriff Makromer wie hierin verwendet bedeutet, soweit nichts anderes
angegeben, ist ein Multikomponenten-Vorpolymer, das (1) zumindest
eine biodegradierbare Region und (2) zumindest eine, vorzugsweise
zwei oder mehr, polymerisierbare Region(en) und wahlweise (3) eine
hydrophile Region umfasst. Vorzugsweise ist die biodegradierbare
Region des Makromers biokompatibel und bildet den Zentralkern oder
das Grundgerüst,
an den ein oder besonders bevorzugt zumindest zwei polymerisierbare
Regionen, die aus polymerisierbaren Endgruppen bestehen, gebunden
werden. Das Makromer kann zur Bildung eines Netzwerkes polymerisiert
werden, das mit geeigneten Additiven für eine erfolgreiche Implantation
in den Körper
eines Säugetiers,
bevorzugt eines Menschen, formuliert werden kann. Vorzugsweise sind
im Makromer der Erfindung die polymerisierbaren Regionen durch zumindest
einen biodegradierbaren Bereich getrennt, um einen gleichförmigen Abbau
in vivo zu erleichtern.
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Die
in der vorliegenden Erfindung verwendeten Makromere können auf
verschiedenen Wegen konstruiert werden. In einer bevorzugten Ausführungsform
beispielsweise weist eine zentrale hydrophile Region zumindest zwei
biodegradierbare Regionen auf, die an dieser gebunden sind, mit
zumindest zwei polymerisierbaren Regionen, die an den biodegradierbaren
Regionen angebunden sind, so dass nach Abbau die polymerisierbaren
Regionen in ihrer polymerisierten Gel-Form getrennt werden. Weiterhin
ist in jeder Art der Konstruktion die Anzahl biodegradierbarer Regionen
und/oder polymerisierbarer Regionen und/oder hydrophiler Regionen
nicht auf zwei beschränkt,
sondern kann drei, vier oder sogar mehr aufweisen, was somit verzweigte, aufgepfropfte,
sternförmige
und/oder wabenförmige
Strukturen zur Folge hat.
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Um
ein biodegradierbares Material mit einer Viskosität zu erzielen,
die für
die Herstellung von Implantaten geeignet ist, wie sie hierin vorstehend
spezifiziert wurden, wird am meisten bevorzugt, dass das Zahlenmittelmolekulargewicht
des vernetzbaren Makromers dieser Erfindung (wie durch Gel-Permeationschromatographie
gemäß von in
der Technik etablierten Standards und Verfahren bestimmt) im Bereich
von ungefähr
150 bis ungefähr
20.000, vorzugsweise von ungefähr
2.000 bis 6.000 und besonders bevorzugt von ungefähr 2.500 bis
5.000 liegt. Falls notwendig, kann die Viskosität des biodegradierbaren Materials
jedoch durch Formulieren des vernetzbaren Makromers mit einer geeigneten
Menge eines Viskositätsregulators
wie beispielsweise eines Monomers, wie hierin nachstehend beschrieben
ist, eingestellt werden.
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Der
chemische Aufbau bzw. Konstitution jedes Bestandteils des Makromers,
wie es beispielsweise oben definiert ist, wird nunmehr ausführlicher
erklärt
werden.
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Einer
der Strukturbestandteile bzw. Baubestandteile zur Herstellung eines
Vorpolymers mit einer hydrophilen Region kann ein Polyetherpolyol
mit zwei oder mehreren Hydroxyl-Gruppen
sein, abgeleitet von Polyethylenglycol oder einem Copolymer von
Ethylenoxid und einem Alkylenoxid (beispielsweise Propylenoxid) mit
einem Polymerisationsgrad im Bereich von 2 bis ungefähr 500.
Beispielsweise kann die Sequenz, die die hydrophilen Regionen bildet,
durch die Formel -O-R-O- repräsentiert
werden, wobei R eine Alkylen-Gruppe sein kann, die möglicherweise
mit ein oder mehreren Hydroxy-Gruppen substituiert ist, oder alternativ
kann R
sein, wobei R' Methyl oder eine
Alkylkette höherer
Ordnung ist und n von 1 bis ungefähr 200 ist, besonders bevorzugt
1 bis 10 und n' 0
bis ungefähr
100, vorzugsweise 0 bis 20 ist.
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Beispiele
für Polyol-Starter,
die zur Herstellung des Vorpolymers der vorliegenden Erfindung geeignet sind,
schließen
beispielsweise Niedermolekulargewichts-Polyole (d. h. mit einem
Molekulargewicht von nicht mehr als ungefähr 300, vorzugsweise nicht
mehr als 150) ein, beispielsweise Ethylendiol, Propantriol (Glycerol),
Butandiol-1,4(tetramethylenglycol), Propandiol-1,3(trimethylenglycol),
Pentandiol-1,5(pentamethylenglycol), Hexandiol-1,6, Diethylenglycol,
Triethylenglycol, Tetraethylenglycol, Pentaerythritol, Propylenglycol,
Pentaerythritol, Dipentaerythritol und dergleichen. Wie es von dem
Fachmann auf dem Gebiet leicht verstanden wird, sollte die oben
genannte Liste nicht als den Umfang der Erfindung einschränkend angesehen
werden. Vorzugsweise kann, wenn die biodegradierbare Region des
Makromers, das in der vorliegenden Erfindung verwendet wird, in
geeigneter Weise als vorherrschend amorphe Region ausgewählt wird,
wie es hier nachstehend erklärt
wird, dann der Polyol-Starter zur Herstellung des Vorpolymers der
vorliegenden Erfindung ein Medium oder eine Hochmolekulargewichtspolyolsequenz
sein, d. h. eine Polyol-Sequenz mit einem Molekulargewicht von zumindest
ungefähr
400 und bis zu ungefähr
10.000.
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Wie
es für
den Fachmann auf dem Gebiet bekannt ist, kann eine geeignete Polymersequenz
für die biodegradierbare
Region des Makromers der vorliegenden Erfindung eine Poly-α-hydroxysäure, eine
Polyester-Sequenz (beispielsweise ein Polylacton), eine Polyaminosäure, ein
Polyanhydrid, ein Polyorthoester oder ein Gemisch dieser Polymere
sein. Es kann ebenfalls eine Polyacetal-Sequenz sein. Eine erste
Klasse bevorzugter biodegradierbarer Polymersequenzen besteht aus
Polymeren und Copolymeren (gleichgültig ob zufallsbedingt, Block,
segmentiert oder aufgepfropft) von Lactonen wie beispielsweise ε-Caprolacton,
Glycolid, L-Lactid, D-Lactid, Meso-Lactid, 1,4-Dioxan-2-on, Trimethylencarbonat
(1,3-Dioxan-2-on), χ-Butyrolacton, δ-Valerolacton,
1,5-Dioxepan-2-on, 1,4-Dioxepan-2-on, 3-Methyl-1,4-dioxan-2,5-dion, 3,3-Diethyl-1,4-dioxan-2,5-on, ε-Decalacton,
Pivalolacton, 4,4-Dimethyl-1,3-dioxan-2-on
und dergleichen. Mehrere Ausführungsformen
solcher Copolymere wurden u. a. in US-Patent Nr. 5 951 997, US-Patent
Nr. 5 854 383 und US-Patent Nr. 5 703 200 beschrieben und sollten
als im Umfang der vorliegenden Erfindung liegend betrachtet werden. Besonders
zur Ausführung
dieser Erfindung bevorzugt sind nicht-kristalline, niederkristalline
oder vorherrschend amorphe Lacton-Copolymere, insbesondere Copolymere
von zwei oder mehreren Lactonen, wobei keines der Lacton-Comonomere
im sich ergebenden Copolymer in einem Molverhältnis über 75%, besonders bevorzugt über ungefähr 70% vorliegt.
Wie üblich
sollte die Kristallinität
für die
Zwecke dieser Ausführungsform der
Erfindung durch Röntgen-Diffraktometrie
gemessen werden, während
Testverfahren und Vorrichtungen verwendet werden, die in der Technik
wohlbekannt sind. Die Begriffe „niedere Kristallinität" oder „vorherrschend
amorph" wie hierin
verwendet sollen, soweit nichts anderes angegeben, einen Kristallinitätsgrad bedeuten,
der ungefähr
50%, vorzugsweise 15% und besonders bevorzugt 5% nicht überschreitet.
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Eine
zweite Klasse einer bevorzugten biodegradierbaren Polymersequenz
für das
Makromer der Erfindung besteht aus Hydroxy-terminierten Polyorthoestern,
die beispielsweise durch Additionsreaktion eines Diols (beispielsweise
eines Alkylendiols wie beispielsweise Ethylendiol, Trimethylenglycol,
Tetramethylenglycol, Pentamethylenglycol, Hexandiol-1,6 und dergleichen
oder eines Cycloalkyldiols wie beispielsweise 1,4-Cyclohexandimethanol
oder 1,4-Cyclohexandiol) oder Polyethylenglycols an ein Diketenacetal
gewinnbar sind. Ein solches Verfahren für einen Hydroxy-terminierten
Polyorthoester ist in der Technik wohl bekannt und ist ausgehend
von 3,9-bis(Ethyliden-2,4,8,10-tetraoxaspiro[5,5]undecan von J.
Heller et al. in Macromolecular Synthesis 11: 23–25 beschrieben.
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Eine
noch weitere Klasse einer bevorzugten biodegradierbaren Polymersequenz
für das
Makromer der Erfindung besteht aus Hydroxy-terminierten Polyacetalen,
die beispielsweise durch Kondensationsreaktion zumindest einen Diols
(wie beispielsweise hierin oben erwähnt) und eines Divinylethers
gewinnbar sind, wie es in der Technik bekannt ist. Beispielsweise
beschreibt US-Patent Nr. 4 713 441 ungesättigte, lineare, wasserlösliche Polyacetale,
die Molekulargewichte von ungefähr
5.000 bis ungefähr
30.000 aufweisen, und die durch Kondensieren eines Divinylethers,
eines wasserlöslichen
Polyglycols und eines Diols mit einer (vorzugsweise anhängigen)
Unsättigung
gebildet werden können,
die weiterhin zu Hydrogelen umgewandelt werden können, beispielsweise durch
Verwendung von Freien-Radikalinitiatoren,
um die Doppelbindungen im Polyacetal mit einer monomeren Verbindung
zu copolymerisieren, die eine reaktive Doppelbindung aufweist. Ein weiteres
typisches Verfahren für
diese Art von Polyacetalen kann in Heller et al., Journal of Polym.
Science. Polym. Letters Edition (1980), 18: 293–7, ausgehend von 1,4-Divinyloxybutan
oder Diethylenglycoldivinylether, gefunden werden. Das französische Patent
Nr. 2 336 936 betrifft weiterhin vernetzte Polyacetale, die durch Kondensieren
von Diolen oder Polyolen mit 3,4-Dihydro-2H-pyran-2-ylmethyl-3,4-dihydro-2H-pyran-2-ylcarboxylat
gebildet werden.
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Ein
Weg zur Gewinnung von Polyacetalen, die im Umfang der vorliegenden
Erfindung von Nutzen sind, kann wie folgt generalisiert werden:
wobei
R
1 eine Sequenz von 2 bis 20 Methylen-Einheiten
ist und R
4 eine Sequenz von 2 bis 20 Methylen-Einheiten
ist oder durch folgende Formel repräsentiert wird:
wobei jedes von m und p von
0 bis 1.000 beträgt,
vorausgesetzt, dass m + p von 1 bis 1.000 ist.
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Ein
alternatives Verfahren zur Gewinnung von Polyacetalen, die im Umfang
der vorliegenden Erfindung von Nutzen sind, ist beispielsweise wie
folgt:
wobei
R
1 eine Sequenz von 2 bis 20 Methylen-Einheiten
ist und jedes von R
2 und R
3 unabhängig eine
Alkyl- oder Alkylaryl-Gruppe repräsentiert und x > y, wobei das Verhältnis x/y
den Polymerisationsgrad z bestimmt.
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Die
polymerisierbare(n) Region(en) des vernetzbaren multifunktionellen
Vorpolymers der Erfindung enthält
polymerisierbare Endgruppen wie beispielsweise ethylenische und/oder
acetylenische Unsättigungen, die
zur Polymerisierung des Makromers geeignet sind, wahlweise zusammen
mit anderen ungesättigten
Monomeren, die in der Zusammensetzung vorhanden sein können, unter
geeigneten Bedingungen, wie sie hierin nachstehend beschrieben werden.
Die Auswahl geeigneter polymerisierbarer Gruppen wird durch den
Bedarf nach einer raschen Polymerisation und Gelierung vorgeschrieben.
Deswegen werden, weil diese nämlich
einfach polymerisiert werden können,
während
verschiedene Polymerisations-Startersysteme verwendet werden, wie
unten diskutiert, Acrylat-, Methacrylat-, Acrylamid- und Methacrylamid-Gruppen
bevorzugt.
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Die
vernetzbaren multifunktionellen Vorpolymere der Erfindung können durch
verschiedene Verfahren erzeugt werden. Ein erstes Verfahren wird
unter Bezugnahme auf Makromere erklärt werden, basierend auf Polylactonen,
und umfasst das Polymerisieren eines Lactons oder vorzugsweise das
Copolymerisieren eines Gemisches von Lactonen, wobei keines der
Lactone in einem molaren Anteil über
75% vorliegt, bei einer Temperatur zwischen ungefähr 120°C und 180°C in Gegenwart
zumindest einen Polyols, vorzugsweise in einem kontrollierten molaren Überschuss
bezüglich
des Gemisches von Lactonen, und weiterhin in Gegenwart von zumindest
einem Lacton-Polymerisationskatalysator, beispielsweise eines Übergangs-Metallcarboxylats,
wie beispielsweise Zinkdiacetat oder Zinn-dioctoat. Ein solches
Verfahren ist dazu in der Lage, zufallsbedingte Copolymere ebenso
wie Copolymere bereitzustellen, die Blocksequenzen umfassen, abhängig von
der Comonomer-Zusammensetzung
und im Verhältnis
ebenso wie den Betriebsbedingungen, wie es dem Fachmann auf dem
Gebiet bekannt ist. Für
die Zwecke der vorliegenden Erfindung wird üblicherweise bevorzugt, dass
das Polyol (die Polyole) in einem Molverhältnis bezüglich des Lactons (der Lactone)
von nicht mehr als ungefähr 1:10,
besonders bevorzugt nicht mehr als ungefähr 1:20 verwendet wird. Nach
der Copolymerisation und möglicherweise
nach der Entfernung des Polymerisationskatalysators vom Polyesterdiol,
das gewonnen wurde, wird das Letztere weiter mit einem Monomer umgesetzt,
das zumindest eine ethylenische (oder acetylenische) Unsättigung
wie beispielsweise eine Vinyl-Gruppe, beispielsweise ein Acryl-Monomer enthält. Dieses
Monomer kann irgendein Acryl-Monomer sein, das mit den terminalen
Hydroxy-Gruppen des Polyesterdiols reaktiv ist, wie beispielsweise
Acryl oder Methacrylsäure
(das Molverhältnis
Acryl:Polyester ist dann zumindest 2) oder Methacrylsäureanhydrid
(das Molverhältnis
Acryl:Polyester ist dann zumindest 1). Dieser Acrylierungsschritt kann
in Gegenwart eines geeigneten Lösungsmittels
wie beispielsweise Methylenchlorid durchgeführt werden und wahlweise zumindest
eines Katalysators, beispielsweise eines tertiären Amins, wie beispielsweise
4,N-dimethylaminopyridin, Triethylamin oder dergleichen.
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Ein
weiteres Verfahren zur Herstellung vernetzbarer multifunktioneller
Vorpolymere der Erfindung schließt die anionische Polymerisierung
eines Lactons oder vorzugsweise das Copolymerisieren eines Gemisches
von Lactonen ein, wobei keines der Lactone in einem Molverhältnis über 75%
vorliegt, bei einer Temperatur unterhalb ungefähr 30°C in Gegenwart eines aprotischen
Lösungsmittels,
beispielsweise Tetrahydrofuran oder dergleichen, und weiterhin in
Gegenwart eines anionischen Polymerisationskatalysators, wie beispielsweise
eines alkalischen Metallalkoxids eines tertiären Alkohols (beispielsweise
Natrium-, Kalium- oder Cäsium-tertiäres Butoxid)
und/oder eines Kronenether, wie beispielsweise 1,4,7,10,13,16-Hexaoxocyclooctan
(18 Kronen-6). Wie es ebenfalls in der Technik bekannt ist, kann
ein solches Polymerisationsverfahren bei sehr niedrigen Temperaturen
stattfinden, d. h. bis ungefähr –78°C. Bevorzugte
alkalische Metalloxide als Co-Reaktanzien mit dem Lacton (den Lactonen)
schließen
Natrium- und Kaliummethoxylate ein. Während oder nach der Polymerisation
wird ein Monomer, das zumindest eine ethylenische (oder acetylenische)
Unsättigung
enthält,
wie beispielsweise eine Phenyl-Gruppe,
beispielsweise ein Acryl-Monomer (wie beispielsweise oben definiert)
dem Reaktionsgemisch zugesetzt, um den finalen Schritt durchzuführen, vorzugsweise
einen Acrylierungsschritt, der zur Bildung des vernetzbaren Makromers
führt.
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Ein
noch weiteres Verfahren zur Herstellung eines vernetzbaren multifunktionellen
Polyorthoester-Vorpolymers der Erfindung umfasst das Polymerisieren
zumindest eines Diketenacetals in Gegenwart zumindest eines Polyols,
wobei die Alkohol-Gruppen vorzugsweise in einem molaren Überschuss
bezüglich
der Ketenacetal-Gruppen vorliegen, und zumindest eines Ketenacetal-Polymerisationskatalysators,
und, wahlweise nach Entfernung des Katalysators aus dem gewonnenen
(Co)polymer, ein Umsetzen der Hydroxyl-Endgruppen des Letzteren mit einem Monomer,
das zumindest eine ethylenische (oder acetylenische) Unsättigung
enthält,
beispielsweise eine Vinyl-Gruppe wie beispielsweise ein Acryl-Monomer
(wie oben definiert).
-
Ein
noch weiteres Verfahren zur Herstellung eines vernetzbaren multifunktionellen
Polyacetal-Vorpolymers der Erfindung umfasst ein (Co)polymerisieren
zumindest eines Divinylether-Derivats in Gegenwart zumindest eines
Polyols, wobei die Alkohol-Gruppen vorzugsweise in einem molaren Überschuss
bezüglich
der Vinylether-Gruppen vorliegen und zumindest eines Vinylether-Polymerisationskatalysators,
und, optional nach Entfernen des Katalysators aus dem gewonnenen
Polymer, das Umsetzen der Hydroxyl-Endgruppen des Letzteren mit
einem Monomer, das zumindest eine ethylenische (oder acetylenische)
Unsättigung
enthält,
beispielsweise eine Vinyl-Gruppe, wie beispielsweise ein Acryl-Monomer (wie hierin
vorstehend definiert). Wie in der vorherigen Ausführungsform
wird bevorzugt, dass das Molverhältnis
von Alkohol-Gruppen (die aus dem Polyol stammen) zum Ketenacetal
oder Vinylether in einem kontrollierten Überschuss von zwischen ungefähr 0,1%
und 30%, besonders bevorzugt von 1 bis 5%, vorliegt.
-
Verfahren
zur Bindung der polymerisierbaren Region(en) an die abbaubare Region(en)
des vernetzbaren Makromers der Erfindung sind entsprechend dem Stand
der Technik konventionell. Zusätzlich
können zu
den hierin oben beschriebenen Ausführungsformen die Bindung eines
einer Acrylamid- oder Methacrylamid-Endgruppe durch Umsetzen der
terminalen Hydroxyl-Gruppen einer biodegradierbaren Polymersequenz, wie
beispielsweise eines Polyacetals, mit zumindest einem ungesättigten
Azlacton, vorzugsweise eines 2-Alkenylazlactons,
erwähnt
werden. Der Begriff „Azlacton" wie hierin verwendet
bedeutet, soweit nichts anderes angegeben ist, ein α-Acylaminosäure-anhydrid,
wie beispielsweise eines, das 2-Oxazolin-5-on- oder funktionelle
2-Oxazin-6-on-Einheiten enthält.
Die am meisten bevorzugten 2-Alkenylazlactone schließen solche
ein, bei denen die Alkenyl-Gruppe von 2 bis 20 Kohlenstoffatome
aufweist, insbesondere:
- – Vinylazlactone wie beispielsweise
2-Vinyl-4,4-dimethyl-2-oxalin-5-on (erhältlich von SNPE, Inc., Princeton,
New Jersey), repräsentiert
durch die nachfolgende Formel:
- – 2-Isopropenyl-4,4-dimethyl-2-oxalin-5-on,
2-vinyl-4-ethyl-4-methyl-2-oxalin-5-on und dergleichen wie beispielsweise
in US-Patent Nr. 4 305 705 offenbart.
-
Der
Azlacton-Heterozyklus ist mit Hydroxy-Nucleophilen hochreaktiv und
wird deswegen die ungesättigte
Amid-Gruppe unter geeigneten Reaktionsbedingungen bereitstellen.
-
Dank
irgendeiner der obigen Ausführungsformen
wird es, beispielsweise durch Auswählen eines Gemisches von Lactonen
zum Erreichen einer amorphen biodegradierbaren Region und/oder durch
Auswählen eines
Molverhältnisses
von Polyol(en):Lacton(en) von nicht mehr als ungefähr 1:100,
vorzugsweise 1:10 und/oder durch Auswählen einer biodegradierbaren
Polyacetal-Sequenz, möglich,
eine Zusammensetzung mit einer geeigneten Viskosität zu erhalten,
die zur Herstellung eines therapeutisch aktiven biodegradierbaren
Implantats von Nutzen ist.
-
Die
vorliegende Erfindung stellt biologisch aktive Zubereitungen basierend
auf den oben beschriebenen vernetzbaren Makromeren in Beimischung
mit biokompatiblen Additiven bereit, die für die beabsichtigte therapeutische
Verwendung geeignet sind, insbesondere zur Zubereitung von Belastungs-tragenden
und nicht-Belastungs-tragenden in situ härtbaren Implantaten. Insbesondere
stellt diese Erfindung den Einbau einer oder mehrerer mediko-chirurgischer nützlicher
Substanzen in diese Formulierungen bereit, insbesondere solche,
die dazu in der Lage sind, den Heilprozess zu beschleunigen oder
in vorteilhafter Weise zu modifizieren, wenn die Formulierungen
in vivo an einer Knochenreparaturstelle angewendet werden. Beispielsweise schließen die
Formulierungen dieser Erfindung zumindest einen biologisch aktiven
Bestandteil ein, vorzugsweise in einer biologisch wirksamen Menge,
wie beispielsweise ein therapeutisches, diagnostisches oder prophylaktisches
Mittel. Das therapeutische Mittel kann bezüglich seiner antimikrobiellen
Eigenschaften ausgewählt
sein, seiner Fähigkeit,
die Knochenreparatur oder -rekonstruktion zu fördern, und für spezifische
Indikationen wie beispielsweise eine Thrombose. Diese schließen beispielsweise
antimikrobielle Mittel ein, wie beispielsweise Breitspektrum-Antibiotika
zur Bekämpfung
klinischer und subklinischer Infektionen an der Knochenreparaturstelle,
beispielsweise Gentamycin, Vancomycin und dergleichen. Weitere geeignete
therapeutische Mittel schließen
natürlich
vorkommende oder synthetische organische oder anorganische Verbindungen ein,
die in der Technik wohlbekannt sind, einschließlich von Proteinen und Peptiden
(produziert entweder durch Isolierung aus natürlichen Quellen oder rekombinant),
Hormone, Knochenreparaturpromotoren, Kohlenhydrate, antineoplastische
Mittel, antiangiogenetische Mittel, vasoaktive Mittel, Antikoagulanzien,
Immunmodulatoren, cytotoxische Mittel, antivirale Mittel, Antikörper, Neurotransmitter,
Oligonucleotide, Lipide, Plasmide, DNA und dergleichen. Speziell
schließen
geeignete Knochenreparaturpromotoren Knochenwachstumsfaktoren, knochenmorphogenetische
Proteine, transformierende Wachstumsfaktoren und dergleichen ein.
Geeignete therapeutisch aktive Proteine schließen Fibroblasten-Wachstumsfaktoren,
epidermale Wachstumsfaktoren, Plättchen-abgeleitete
Wachstumsfaktoren, Makrophagen-abgeleitete Wachstumsfaktoren wie
beispielsweise Granulocyten-Makrophagenkolonie-stimulierende Faktoren,
ciliäre
neurotrophe Faktoren, Cystische-Fibrose-Regulatorgene, Gewebsplasminogenaktivator,
B-Zell-stimulierende Faktoren, Knorpelinduktionsfaktor, differenzierende
Faktoren, Wachstumshormonfreisetzungs-Faktoren, humanes Wachstumshormon,
Hepatocyten-Wachstumsfaktoren,
Immunglobuline, Insulin-artige Wachstumsfaktoren, Interleukine,
Cytokine, Interferone, Tumornekrose-Faktoren, Nervenwachstumsfaktoren, Endothelwachstumsfaktoren,
nicht-steroidale antiinflammatorische Arzneistoffe, osteogener Faktor-Extrakt,
T-Zell-Wachstumsfaktoren, Tumorwachstumsinhibitoren, Enzyme und
dergleichen, ebenso wie Fragmente hiervon ein.
-
Geeignete
diagnostische Mittel schließen
konventionelle Bildgebungsmittel (wie beispielsweise solche, die
in der Tomographie, Fluoroskopie, Magnetresonanzbildgebung und dergleichen
verwendet werden), wie beispielsweise Übergangsmetallchelate ein.
Solche Mittel werden in die Formulierungen der Erfindung in einer
wirksamen Menge zur Durchführung
der relevanten Diagnostik eingebaut werden.
-
Gemäß einer
Ausführungsform
schließen
im Hinblick auf die Kontrolle des pH des Mediums (nämlich in
Gegenwart einer Vorpolymersequenz, die dazu in der Lage ist, saure
Verbindungen nach Abbau zu erzeugen) und/oder auf die Begünstigung
einer Interaktion mit Osteoblasten, die Zusammensetzungen dieser
Erfindung ein Abgabesystem mit einem mineralischen biologisch-aktiven
Bestandteil einer Art und in einer Menge ein, die zur Herstellung
eines Implantats geeignet sind, insbesondere eines Knochenimplantats,
wie beispielsweise demineralisiertes Knochenpulver, Hydroxyapatitpulver
oder Teilchen, Korallenpulver, resorbierbare Calciumphosphat-Teilchen, α-Tricalciumphosphat.
Octacalciumphosphat, Calciumcarbonat, Calciumsulfat und dergleichen.
Vorzugsweise ist das Gewichtsverhältnis von Mineralsystem:Vorpolymer
im Bereich von 0,05:1 bis 20:1, besonders bevorzugt im Bereich von
0,25:1 bis 1,6:1.
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Gemäß einer
weiteren Ausführungsform
schließen
die Zusammensetzungen dieser Erfindung eine wirksame Menge zumindest
einer degradierbaren biokompatiblen Porositäts-induzierenden, vorzugsweise Netzwerk-bildenden
Komponente (oder Porosigens) wie beispielsweise poröse Gelatine
(vorzugsweise mit einer Teilchengröße von ungefähr 50 bis
300 μm)
oder ein Kohlenhydrat wie beispielsweise ein Monosaccharid, ein
Oligosaccharid (beispielsweise Lactose), ein Polysaccharid (beispielsweise
ein Polyglucosid wie beispielsweise Dextran), ein Gelatine-Derivat,
das polymerisierbare Seitengruppen enthält (im letzteren Falle wird
die Bildung ineinander greifender Netzwerke mit dem Makromer möglich) oder
poröse
Polymerteilchen ein. Die Letzteren können beispielsweise aus Acryl-Copolymeren hergestellt
sein, die beispielsweise eine oder mehrere Alkylmethacrylate, 2-Hydroxyethylmethacrylate
und möglicherweise
Säuren
wie beispielsweise Acrylsäure, Methacrylsäure, Vinylphosphonsäure, Crotonsäure und
dergleichen umfassen). Während
sie die Porosität
induzieren und die Rate der Porenbildung kontrollieren, werden diese
Additive die Angiogenese stimulieren. Durch Komplexieren von Calcium-Ionen
sind diese ebenfalls dazu in der Lage, eine Calciumphosphat-Ablagerung
zu fördern
und daher die Knochenbildung zu fördern. Eine wirksame Menge
des Porosigen-Bestandteils ist derart, dass das Gewichtsverhältnis von
Porosigen:Vorpolymer sich im Bereich von 0,05:1 bis 20:1 befindet, besonders
bevorzugt im Bereich von 0,25:1 bis 1,5:1.
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Der
biologisch aktive Bestandteil dieser Erfindung kann ein Ligand mit
einer Affinität
für die
ihn umgebenden Zellen (beispielsweise mesenchymale Zellen) oder
ein chemisch modifiziertes Derivat hiervon sein. Insbesondere kann
dieser Ligand eine Sequenz, ein Fragment oder ein Derivat eines
natürlichen
extracellulären
Matrixproteins wie Fibronectin oder Vitronectin sein, da es dazu
in der Lage ist, die Anlagerung von Zellen aneinander und an ihre
Umgebung zu vermitteln und Signale durch die Zellmembran hindurch
zu transluzieren bzw. weiterzuleiten, über eine Bindung und Freisetzung
von Integrinen, was somit zu Veränderungen
in der Gen-Expression, Zellverhalten und Differenzierung führt. Fibronectin
ist ein Glycoprotein, das in der extracellulären Matrix zu finden ist (wo
es in Form von unlöslichen
Fibrillen vorliegt) und im Blutplasma (als lösliches Dimer) und das Interaktionen
zwischen Zellen und extracellulärer
Matrix vermitteln kann. Fibronectin kann ebenfalls an andere Matrixbestandteile
wie beispielsweise Collagen und Heparin binden und an spezifische Zelloberflächenrezeptoren.
Der Ligand kann ebenfalls ein Oligopeptid sein, das von 3 bis ungefähr 25 Aminosäuren aufweist,
die in solchen natürlichen
Proteinen vorliegen, wie beispielsweise das Tripeptid RGD (Arginin-Glycin-Asparaginsäure), das
Tetrapeptid RGDS (bedeutet RGD-Serin), das Pentapeptid GRGDS oder
dergleichen. RGD ist in den Integrin-bindenden Domänen von
mehreren Liganden zu finden, und Sequenzen, die dieses Tripeptid
flankieren, bestimmen vermutlich die exakte Bindungsspezifität. Für eine bessere
Affinität
mit den umgebenden Zellen und eine bessere Kompatibilität mit den
anderen Bestandteilen der Formulierungen dieser Erfindung kann dieser
Ligand weiter chemisch modifiziert werden, beispielsweise durch
Einschluss ungesättigter
polymerisierbarer Gruppen, vorzugsweise derselben Art, wie die ungesättigten
Endgruppen des vernetzbaren Makromers, beispielsweise durch N-Methacryloylierung.
In diesem Fall kann der Ligand kovalent an der Polymermatrix verankert
werden, die sich aus der Vernetzung des funktionellen Vorpolymers
ergibt, und wird nicht notwendigerweise bis nach Degradation der
Matrix abbaubar sein. Derartige eingebaute Peptidsequenzen (optional
chemisch modifiziert) sind ebenfalls dazu in der Lage, zum Angiogenese-Prozess
und zum Zelleinwachs-Prozess beizutragen und führen deswegen zu einer verbesserten
Knochenbildung. Der Ligand kann ebenfalls durch Einbau in ein geeignetes
biologisch inertes Polymermaterial modifiziert werden, das als eine
hydrophile Beschichtung dient. Ein Beispiel für ein solches Beschichten des
Polymermaterials ist Poly-N-2-hydroxypropylmethacrylamid
und verwandte Copolymere, wie sie beispielsweise in WO98/19710 offenbart
sind. Die Formulierungen dieser Erfindung können zusätzlich ein oder mehrere Biopolymere
wie beispielsweise Hyaluronsäure
(ein Hochmolekulargewichtspolymer von Acetylglucosamin und Glucuronsäure), Chondroitinsulfat,
Dermatansulfat und dergleichen einschließen. Diese Biopolymere können wiederum
chemisch modifiziert werden (wie sie oben für Gelatine-Derivate und für Liganden
erwähnt
wurden), beispielsweise durch Reaktion mit (Meth)acrylsäureanhydrid
und/oder mit einem Azlacton, so dass sie polymerisierbare Seitengruppen
enthalten werden. Während
des Vernetzungs-/Härtungsschrittes
der Zusammensetzung der Erfindung können diese Biopolymere ebenfalls
kovalent an der biodegradierbaren Matrix verankert werden. Vorzugsweise
ist das Gewichtsverhältnis
Ligand:Vorpolymer im Bereich von 0,002:1 bis 0,65:1, besonders bevorzugt
von 0,005:1 bis 0,05:1. Wenn die Zusammensetzung der Erfindung eine
Porositäts-induzierende
Komponente einschließt,
ist es insbesondere von Vorteil, dass die Porositäts-induzierende
Komponente und die biologisch aktive Komponente (insbesondere der
Ligand) so ausgewählt
oder/und in solchen Anteilen vorliegen, dass eine synergistische
Wirkung bei der Knochenrekonstruktion bereitgestellt wird.
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Die
Formulierungen dieser Erfindung können zusätzlich ein oder mehrere biokompatible
ungesättigte, vorzugsweise
ethylenisch ungesättigte,
funktionelle Monomere, besonders bevorzugt funktionelle Acrylate und/oder
Methacrylate wie beispielsweise Hydroxyalkylmethacrylate (insbesondere
2-Hydroxyethylmethacrylat oder Hydroxypropylmethacrylat) oder Vinylphosphonsäure zur
Zwecke entweder zur weiteren Anpassung der Viskosität der vernetzbaren
Formulierung an den spezifischen Bedarf des Implantats oder zur
weiteren Erhöhung
der Festigkeit der endgültigen
vernetzten Formulierung durch Teilnahme am Vernetzungsprozess bei
einer moderaten Temperatur zusammen mit dem multifunktionellen Makromer
einschließen.
Die Auswahl geeigneter funktioneller Monomere für diesen Zweck hängt von
der Viskosität
und der Vernetzbarkeit der Formulierung, die erreicht werden soll,
ab und liegt innerhalb des Wissens des Fachmanns auf dem Gebiet
der Acryl-Monomer-Formulierung. Die Menge eines solchen ungesättigten
funktionellen Monomers, das in die Formulierung der Erfindung eingebaut
werden soll, ist eine wirksame Menge zur Durchführung der erwünschten Viskositäts-Einstellung
und Festigkeitszunahme.
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Zuletzt
können
die Formulierungen der vorliegenden Erfindung zusätzlich ein
oder mehrere Polymerisations-Starter einschließen, die dazu in der Lage sind,
das vernetzbare Makromer unter dem Einfluss von Licht und/oder Redoxsystemen
zu polymerisieren, die dazu in der Lage sind, das vernetzbare Makromer
durch Radikalstarts, möglicherweise
unter dem Einfluss einer Temperatur zu polymerisieren. Wenn die
Polymerisation unter dem Einfluss von Licht stattfindet, beispielsweise
Licht mit einer Wellenlänge
von zumindest ungefähr
300 nm, schließen
geeignete Polymerisations-Photostarter heterocyclische Verbindungen
ein, beispielsweise Xanthine, Acridine, Phenazine oder Thiazine,
oder Phenon- oder Chinon-Derivate,
beispielsweise Kampherchinon und Acetophenon. Ein bevorzugtes Photoinitiatorsystem
für Raumtemperatur-Licht-Polymerisation eine
Makromers der Erfindung besteht aus einer Kombination eines Kampherchinons
und eines oder mehrerer tertiärer
Amine, wie beispielsweise Phenylglycin. Wenn die Polymerisation
in Abwesenheit von Licht stattfindet, schließt ein geeignetes Redoxsystem
ein Peroxid (beispielsweise Acetyl-, Benzoyl-, Cumyl- oder Tert-butylperoxide),
ein Hydroperoxid (beispielsweise Cumyl- oder Tert-butylhysroperoxide),
einen Perester (beispielsweise Tert-butylperbenzoat) und ein Acylalkylsulfonylperoxid,
ein Dialkylperoxydicarbonat, ein Diperoxyketal, ein Ketonperoxid
oder eine Azo-Verbindung (beispielsweise 2,2'-Azobisisobutyronitril), möglicherweise in
Verbindung mit zumindest einer Verbindung wie beispielsweise N,N-Dimethyltoluidin,
ein. Bevorzugt werden Redoxsysteme, die dazu in der Lage sind, die
Makromere der Erfindung bei einer Temperatur nicht oberhalb von
ungefähr
40°C innerhalb
einer vernünftigen
Zeitspanne zu polymerisieren, die zur Implantation in ein Säugetier
geeignet ist. Möglicherweise
kann eine Kombination eines Polymerisationsphotoinitiators und eines
Redoxsystems ebenfalls verwendet werden, was zu einem so genannten „dualen
Härtungs"-System führt, das beide Polymerisationsmechanismen
kombiniert. Die Menge eines Polymerisationsstarters und/oder Redoxsystems,
das in die Formulierungen dieser Erfindung eingebaut ist, ist eine
wirksame Menge zur Erreichung einer Makromer-Polymerisation in der
erwünschten
Geschwindigkeit und liegt sehr wohl im Wissensbereich des Fachmanns
auf dem Gebiet der Licht- oder Radikal-Polymerisationsverfahren.
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Die
Herstellung der Formulierungen dieser Erfindung sollen gemäß Verfahren
durchgeführt
werden, die in der Technik wohlbekannt sind, nämlich durch effizientes Mischen
der verschiedenen Bestandteile der Formulierung durch geeignete
Mittel, abhängig
von der Ausrüstung,
die verfügbar
ist, für
eine ausreichende Zeitspanne, um ein im Wesentlichen homogenes Gemisch
zu erreichen. Um eine Vorreifungs-Polymerisation der Formulierung
zu vermeiden, ist es üblicherweise
ratsam, den Polymerisationsstarter und/oder das Redoxsystem nur
tatsächlich
am Ende des Mischverfahrens einzubauen, d. h. kurz vor Verwendung
der Formulierung zur Implantation. Zur Gewinnung eines homogenen
Gemisches kann es ratsam sein, einige der Additive, wie beispielsweise
das therapeutische Mittel (die therapeutischen Mittel), das Mineralabgabesystem
und/oder den Porositäts-induzierenden
Bestandteil, vor ihrem Einbau in das biodegradierbare vernetzbare
Vorpolymer, vorzumischen.
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Die
vorliegende Erfindung stellt weiterhin therapeutisch aktive biodegradierbare
Implantate bereit, die durch Polymerisieren einer Formulierung hergestellt
wurden (einschließlich
eines vernetzbaren Makromers), wie es beispielsweise oben beschrieben
wurde. Die Biodegradation der Implantate tritt an den Bindungen
zwischen den unterschiedlichen Regionen des vernetzbaren multifunktionellen
Makromers der Erfindung auf und hat untoxische Fragmente zur Folge,
die sichere chemische Intermediate im Körper eines Säugetiers
bereitstellen. Aus diesem Grunde ist die vorliegende Erfindung zur
Herstellung von Belastungs-tragenden und nicht-Belastungs-tragenden
Implantaten wie beispielsweise Knochen, Knorpel, Wirbelscheiben,
Mandibulus-Prothesen und dergleichen von Nutzen. Demgemäß stellt
die Erfindung ebenfalls ein Verfahren zur Herstellung eines therapeutisch
wirksamen biodegradierbaren Implantates bereit, einschließlich der
Schritte von (a) Kombinieren eines biodegradierbaren vernetzbaren
Vorpolymers mit zumindest zwei polymerisierbaren Endgruppen und
wahlweise einer hydrophilen Sequenz mit einem biologisch aktiven
Inhaltsstoff, einem mineralischen Abgabesystem, einem biokompatiblen
ungesättigten
funktionellen Monomer, einem biokompatiblen Porositäts-induzierenden
Bestandteil und/oder einem Polymerisationsstarter, (b) Implantieren
der Kombination im Körper
eines Säugetiers
wie beispielsweise eines Menschen, Pferdes, Hundes, Rindes und dergleichen
an einem Ort, der zum Wachstum geeignet ist, und (c) Exponieren
der implantierten Kombination gegenüber Bedingungen, die zum Vernetzen
des biodegradierbaren vernetzbaren multifunktionellen Vorpolymers
bei einer Temperatur, die 40°C
nicht überschreitet,
geeignet sind. Dieses Verfahren ist weithin auf einen Bereich von Knochenimplantaten
wie hierin oben erwähnt
anwendbar. Es ist nämlich
sowohl auf Belastungs-tragende Applikationen (wie beispielsweise
ein Hüftimplantat)
und nicht-Belastungs-tragende Applikationen bzw. Anwendungen (beispielsweise
für eine
Kranial-Fraktur) zur Aushärtung
sowohl von selbst- als
auch nicht-selbstheilenden Knochendefekten anwendbar.
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Die
Zusammensetzungen der Erfindung können in einem Verfahren zur
Reparatur von Knochendefekten durch Implantieren einer Knochenreparaturformulierung
wie vorher beschrieben in den Körper
eines Säugetiers
an einem Ort, der für
Knochenwachstum geeignet ist (beispielsweise eine Knochencavität) und weiterhin
durch Vernetzen in situ der Knochenreparaturformulierung unter Einfluss
von Licht und/oder Temperatur, die 40°C nicht überschreitet, verwendet werden.
Die ausführliche
Art der Inhaltsstoffe der Knochenreparaturformulierung ist wie in
dem vorherigen Teil dieser Anmeldung offenbart. Der Vernetzungsschritt
des Knochendefektreparaturverfahrens der Erfindung kann durch irgendein
akzeptables Mittel durchgeführt
werden, das in der Technik bekannt ist, wie beispielsweise die Anordnung
der zu reparierenden Knochenstelle, einschließlich der implantierten Knochenreparaturformulierung,
in Gegenwart einer Vorrichtung wie beispielsweise einer Lampe, die
ein Licht mit einer Wellenlänge
von zumindest ungefähr
300 nm bereitstellt, oder eine Quelle moderater Wärme bzw.
Hitze (die eine Temperatur sicherstellt, die ungefähr 40°C nicht überschreitet)
für eine
Zeitspanne, die ausreichend ist, um ein im Wesentlichen vollständiges Polymerisieren/Vernetzen
des Vorpolymers zu erreichen. Die Vollständigkeit der Polymerisation
kann überwacht
und durch konventionelle Mittel verfolgt werden, die in der Technik
wohlbekannt sind, wie beispielsweise Differenzialscanningcalorimetrie
und/oder Rheometrie. Der Erfolg des therapeutischen Implantats und
die entsprechende Knochendefektreparatur werden durch geeignete
Mittel, die in der Technik wohlbekannt sind, wie beispielsweise
makroskopische Beobachtungen, Szintigraphie- und/oder Histologie,
evaluiert und verfolgt werden.
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Die
vorliegende Erfindung wird nunmehr weiter ausführlich durch Bezugnahme auf
die nachfolgenden Beispiele beschrieben werden, die lediglich für illustrative
Zwecke dargestellt sind und ohne irgendeine einschränkende Absicht
angegeben sind.
-
Beispiel 1 – Herstellung
eines Polyester-bis-methacrylats
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a) Herstellung eines Polyesterdiol-Vorpolymers
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Äquimolare
Mengen (0,05 mol) von umkristallisiertem D,L-Lactid (7,2 g) und
destilliertes ε-Caprolacton (5,7
g) wurden in ein Polymerisationsrohr eingefügt. 0,005 mol 1,6-Hexandiol
wurden dem Gemisch zugesetzt, zusammen mit 0,00917 g Zinkacetat
als Katalysator. Das Polymerisationsrohr, wurde dann in Kohlendioxideis bei –78°C eingetaucht,
evakuiert und versiegelt, während
es noch unter Vakuum war. Die Polymerisation wurde dann durch Anordnen
des Rohres in einem thermostatischen Bad bei 140°C für 52 Stunden durchgeführt, was
13,49 g eines Poly(DL-lactid-co-ε-caprolactons)co-hexandiols
ergab, das 0,005 Alkohol-Endgruppen
pro Makromolekül
enthielt. Dieses Polymer wurde unter Verwendung von 1H- und 13C-NMR-Spektroskopie,
Differentialscanningcalorimetrie und Gel-Permeationschromatographie charakterisiert,
was ein durchschnittliches Molekulargewicht von ungefähr 2.700
zeigt.
-
b) Acrylierung des Polyesterdiols
-
Das
Polyesterpolyol-Vorpolymer, gewonnen in Beispiel 1, wurde in 27
ml frisch destilliertem Methylenchlorid gelöst. Danach wurden 2,3 g destilliertes
Methacrylsäureanhydrid
(0,015 mol) und 0,275 g Dimethylaminopyridin zugesetzt und die Reaktion
ließ man
für 96
Stunden bei Raumtemperatur verlaufen, woraus sich Poly(DL-lactid-co-ε-caprolacton)-co-hexandiol
ergab, das an beiden Enden mit Methacrylat-Gruppen abgedeckt war.
Dieses Polymer wurde unter Verwendung von 1H-
und 13C-NMR-Spektroskopie, Differentialscanningcalorimetrie
und Gel-Permeationschromatographie charakterisiert.
-
Beispiel 2 – Herstellung
einer Formulierung zur Knochendefektreparatur
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0,2546
g des in Beispiel 1 gewonnenen Polyester-bis-methacrylats wurden
zusammen mit 0,2562 g entmineralisiertem Knochenpulver, 4,42 mg
DL-Kampferchinon und 2,54 mg N-Phenylglycin
vermischt, bis sich eine zusammengesetzte Paste (mit einer Viskosität, dass
sie bei einer moderaten Temperatur von Hand oder durch eine Spritze
verformbar ist) gewonnen wird (alle Bestandteile, außer Knochenpulver,
wurden vorher mittels Ethylenoxid sterilisiert). Die Paste wurde
dann in einen Kranial-Defekt eingefügt, der experimentell in einem
Hund erzeugt wurde. Die hier beschriebenen Tierstudien wurden gemäß Verfahren
durchgeführt,
die von den regulatorischen Behörden
genehmigt wurden. Der zusammengesetzte Stoff wurde dann durch Exposition
gegenüber
sichtbarem Licht (blaues Licht, maximale Wellenlänge 470 nm), unter Verwendung
einer Dentallampe (Dental Visible Light Curing Units, erhältlich von
Minnesota Mining Company, Vereinigte Staaten) für eine Zeitspanne für 20 Sekunden
vernetzt. Eine histologische in vivo-Auswertung der Defektreparatur
wurde 3 Monate nach der Operation durchgeführt und ist in Beispiel 19
nachstehend ausführlich
dargestellt.
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Beispiel 3 – Herstellung
eines Bismethacrylatpolyorthoesters
-
a) Herstellung von Polyorthoester-diol
-
Während wasserfreie
Bedingungen aufrechterhalten wurden, wurde 1,6-Hexandiol (112,85,
0,955 mol) und 1,8 l Tetrahydrofuran (destilliert über Calciumhydrid)
in einem 5-l-Dreihalskolben
angeordnet, der mit einem Overhead-Rührer, einem Argon-Einlassrohr
und einem Kondensator auf einer Falle ausgestattet war. Das Gemisch
wurde gerührt,
bis sich alle Feststoffe gelöst
hatten; danach wird 3,9-bis(Ethyliden-2,4,8,10-tetraoxaspiro[5,5]undecan)
(182,44 g, 0,859 mol) zugesetzt. Die Polymerisation wird durch Zusatz
von 0,5 ml einer 20-mg/ml-Lösung von
p-Toluolsulfonsäure
in Tetrahydrofuran gestartet. Die Polymerisationstemperatur steigt
rasch bis zum Siedepunkt von Tetrahydrofuran und nimmt dann schrittweise
ab. Das Rühren
wurde für ungefähr 2 Stunden
fortgesetzt, danach wurden 1 ml Triethylamin-Stabilisator zugesetzt
und das Reaktionsgemisch sehr langsam unter kräftigem Schütteln in ungefähr 5 Gallonen
Methanol gegossen, das 10 ml Triethylamin enthielt. Das ausgefällte Polymer
wurde durch Vakuumfiltration gesammelt und in einem Vakuumofen bei
60°C für 24 Stunden
getrocknet, was 265 g (90%) ergab. Ein Molekulargewicht von 3.500
wurde durch Gel-Permeationschromatographie bestimmt.
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b) Herstellung eines Bismethacrylatpolyorthoesters
-
Der
Polyorthoester (265 g), gewonnen in Beispiel 3-a, wurde in Dichlormethan
(1,8 l, destilliert über Calciumhydrid)
in einem 5-l-Zweihalskolben gelöst.
Triethylamin (6 g, 0,059 mol) wurde zugesetzt, danach wurde Methacryloylchlorid
(10 g, 0,0956 mol) tropfenweise zugesetzt, während die Reaktionstemperatur
bei 0°C
gehalten wurde. Das Reaktionsgemisch wurde für 24 Stunden gerührt und
das sich ergebende Polymer wurde mit 0,1 M H2SO4 gewaschen, dann dreimal mit wässriger
8%iger NaHCO3-Lösung extrahiert und zuletzt in
Methanol ausgefällt.
Das ausgefällte
Polymer wurde durch Filtration gesammelt und bei reduziertem Druck für 24 Stunden
reduziert, was eine Menge von 258 g (96%) ergab.
-
Beispiel 4 – Herstellung
eines Bismethacrylatpolyesters
-
Während wasserfreie
Bedingungen aufrechterhalten werden, werden umkristallisiertes D,L-Lactid (0,7206 g,
0,005 mol) und 5 ml Tetrahydrofuran, destilliert über Calciumhydrid,
in einem 25-ml-Zweihalskolben angeordnet, der mit einem Argon-Einlassrohr
ausgestattet war. Das Gemisch wurde gerührt, bis das gesamte D,L-Lactid
gelöst
war. In einem anderen 25-ml-Zweihalskolben,
ausgerüstet
mit einer Kunststoffscheidewand, wurden 1,6 Hexandiol (0,0295 g,
0,00025 mol, vorher getrocknet bei 60°C unter reduziertem Druck unter
P2O5) und Kalium-tertiär-butoxid-Starter
(0,0561 g, 0,0005 mol) in 5 ml destilliertem Tetrahydrofuran gelöst. Dieses Gemisch
wurde für
15 Minuten gerührt.
Die Initiatorlösung
wurde danach in die Monomerlösung
durch die Kunststoffscheidewand durch Verwendung einer Spritze injiziert.
Die Polymerisation wurde bei Raumtemperatur durchgeführt und
wurde nach 5 Minuten durch Zusatz eines Überschusses an Methacryloylchlorid
(0,52 g, 0,005 mol) beendet. Die sich ergebende Polymerlösung wurde
mit einer wässrigen
1 M H2SO4-Lösung gewaschen,
dreimal mit wässriger
8%iger NaHCO3-Lösung extrahiert, über MgSO4 getrocknet, in Pentan ausgefällt und
unter reduziertem Druck für
24 Stunden getrocknet. 0,7684 g (98% Ausbeute) eines Polyester-bismethacrylats
wurden somit gewonnen. Das Polymer wurde unter Verwendung einer 1H- und 13C-NMR-Spektroskopie,
Differentialscanningcalorimetrie und Gel-Permeationschromatographie
charakterisiert (die ein durchschnittliches Molekulargewicht von
3.136 zeigte).
-
Beispiel 5 – Herstellung
eines Polyesterdiols, das eine Poly(ethylenoxid)-Squenz enthält
-
Umkristallisiertes
D,L-Lactid (0,1 mol, 14,41 g) wurde einem Polymerisationsrohr zugesetzt.
5 g eines Poly(ethylenoxid)-diols (durchschnittliches Molekulargewicht
1.000, 0,005 mol, vorher bei 60°C
unter reduziertem Druck für
24 Stunden über
P2O5 getrocknet)
wurden dem Rohr zusammen mit einem Zinkacetat-Katalysator (0,0183
g, 0,0001 mol) zugesetzt. Das Polymerisationsrohr wurde dann in
Kohlendioxideis bei –78°C eingetaucht,
evakuiert und unter reduziertem Druck versiegelt. Die Polymerisation
wurde dann durch Anordnen dieses Polymerisationsrohrs in einem Thermostatbad
bei 140°C
für 52
Stunden durchgeführt,
woraus sich 19,41 g Poly(D,L-Lactid)-co-poly(ethlenoxid)-co-poly(D,L-lactid)-diol
ergaben, die 0,01 mol (0,17 g) Alkohol-Endgruppen pro Makromolekül enthielten.
Das Polymer wurde unter Verwendung von 1H-
und 13C-NMR-Spektroskopie, Differentialscanningcalorimetrie
und Gel-Permeationschromatographie charakterisiert, die ein durchschnittliches
Molekulargewicht von 3.880 zeigten.
-
Die
Alkohol-Endgruppen dieses Polymers wurden dann in Methacrylat-Endgruppen
gemäß des in
Beispiel 1 beschriebenen Verfahrens umgewandelt.
-
Beispiel 6 – Herstellung
einer Knochenreparaturformulierung, die eine Methacrylamid-modifizierte Gelatine enthält
-
0,2546
g des in Beispiel 1 erhaltenen Polyesterbismethacrylats wurden zusammen
mit 0,2546 g Methacrylamid-modifizierten Gelatineteilchen (mit einer
Teilchengröße im Bereich
von 100 bis 150 μm),
4,42 ml DL-Kampferchinon und 2,54 mg N-Phenylglycin zusammen vermischt,
bis eine zusammengesetzte Paste (mit einer Viskosität, so dass
sie bei einer moderaten Temperatur von Hand oder einer Spritze verformbar
ist) gewonnen wird. Die Synthese einer Methacrylamid-modifizierten
Gelatine ist bei A. Van Den Bulcke et al., Biomacromolecules (2000)
1: 31–38,
beschrieben. Diese Paste wird dann in eine Gussform injiziert und
durch Bestrahlung unter den Bedingungen von Beispiel 2 gehärtet/vernetzt.
-
Beispiel 7 – Herstellung
einer Knochenreparaturformulierung, die Calciumphosphat-Pulver und
Knochen morphogenetische Proteine enthält
-
0,2546
g des Polyestermethacrylats, gewonnen in Beispiel 1, wurde zusammen
mit 0,2546 g eines Calciumphosphat-Pulvers (mit einer Teilchengröße im Bereich
von 100 bis 150 μg),
4,42 mg DL-Kampferchinon, 2,54 mg N-Phenylglycin und 0,025 g gefriergetrocknetem
Gelatinepulver (mit einer Teilchengröße im Bereich von 100 bis 150 μm), das 10 μg Knochenmorphogenetische
Proteine enthält,
vermischt, bis eine zusammengesetzte Paste (mit einer Viskosität derart,
dass sie bei einer moderaten Temperatur von Hand oder einer Spritze
verformbar ist) gewonnen wird. Diese Paste wird in eine Gussform
injiziert und unter denselben Bedingungen wie in Beispiel 3 beschrieben
durch Strahlung ausgehärtet/vernetzt.
-
Beispiel 8 – Herstellung
eines verzweigtkettigen Polyester-tetrol-Vorpolymers
-
Äquimolare
Mengen (0,05 mol) eines umkristallisierten D,L-Lactids (7,2 g) und
destilliertes ε-Caprolacton
(5,7 g) wurden in ein Polymerisationsrohr hinzugefügt. Pentaerythritol
(0,005 mol, 0,6807 g, vorher getrocknet bei 60°C unter reduziertem Druck für 24 Stunden über P2O5) wurden dem Rohr
zusammen mit einem Zinkacetat-Katalysator (0,0183 g, 0,0001 mol)
zugesetzt. Das Polymerisationsrohr wurde dann in Kohlendioxideis bei –78°C eingetaucht,
evakuiert und unter reduziertem Druck versiegelt. Die Polymerisation
wurde dann durch Anordnen dieses Polymerisationsrohrs in einem thermostatischen
Bad bei 140°C
für 52
Stunden durchgeführt, wodurch
sich 13,58 g eines Poly(D,L-Lactid)-co-poly(ε-caprolacton)-pentaerythritol-tetrol
ergaben, das 0,01 mol (0,17 g) Alkohol-Endgruppen pro Molekül enthielt.
Das Polymer wurde unter Verwendung einer 1H-
und 13C NMR-Spektroskopie, Differentialscanningcalorimetrie
und Gel-Permeationschromatographie charakterisiert, die ein durchschnittliches
Molekulargewicht von 2,716 zeigten.
-
Die
Alkohol-Endgruppen dieses verzweigten Polyester-tetrols können in
Methacrylat-Endgruppen
gemäß des Verfahrens
umgewandelt werden, das in Beispiel 1 beschrieben ist.
-
Beispiel 9 – Herstellung
eines bifunktionellen Poly(D,L-Lactid-co-ε-caprolacton)-Vorpolymers
-
Ein
funktionelles Poly(D,L-Lactid50-co-ε-caprolacton)-hexandiol20/1-methacrylat-Vorpolymer wird gemäß des in
Beispiel 8 beschriebenen Verfahrens hergestellt, außer dass
Pentaerythritol durch Hexandiol ersetzt wird.
-
Beispiel 10 – Herstellung
eines zusammengesetzten Stoffes, der ein Porosigen enthält
-
Um
eine ineinander greifende Porenstruktur zu gewinnen, wurde ein Porosigen
in ein vernetzbares Vorpolymer eingebaut, was nach dem Härten ein
Verbundmaterial bzw. zusammengesetztes Material zur Folge hatte.
Gelatine und Polysaccarid-Teilchen sind Porosigene, weil sie leicht
in einer wässrigen
Umgebung bei 37°C
gelöst
werden.
-
a) Gelatine als Porosigen
-
250
mg Gelatine-Mikropartikel medizinischer Güte (im Bereich von 100 μm bis 300 μm Durchmesser) werden
mit einer gleichen Menge des funktionalisierten Methacrylat-Polyesters von
Beispiel 1 vermischt. Danach werden 1,2 mg DL-Kampferchinon und
1,1 mg N-Phenylglycin
zugesetzt und alle Bestandteile wurden sorgfältig vermischt, bis eine homogene
zusammengesetzte Paste gewonnen wurde. Diese Paste wurde in eine
Form injiziert und vernetzt (d. h. gehärtet) durch Bestrahlen der
Paste mit blauem Licht (maximale Wellenlänge: 470 nm) für 20 Sekunden
unter Verwendung einer 3M Dental Visible Curing Unit. Die porösen Proben wurden
durch Ausspülen
der Gelatine-Makropartikel mit medizinischer Güte in einem Phosphatpuffer
(pH 7,4 bei 37°C)
für eine
Woche gewonnen. Die Porosität
wurde durch Vergleichen der Dichte der zusammengesetzten Stoffe
vor und nach dem Auswaschen bestimmt.
-
b) Dextran und Lactose
als Porosigene
-
Als
Alternative zur vorherigen Ausführungsform
sind das Hochmolekulargewichts-Dextranpolysaccharid
und das Lactosedisaccharid ebenfalls als Porosigene geeignet. Die
Herstellung von zusammengesetzten Materialien, die Dextran und jeweils
Lactose-Teilchen enthält,
ist zu Beispiel 10-a analog.
-
Beispiel 11 – Herstellung
eines zusammengesetzten Stoffes, der ein Porosigen und ein funktionelles
Monomer enthält
-
200
mg des funktionellen Vorpolymers aus Beispiel 9 (1,4 × 10–4 mol
Methacrylat-Endgruppen)
wurden mit 36,4 mg Hydroxyethylmethacrylat (2,8 × 10–4 mol)
vermischt. 236,4 mg Gelatine medizinischer Güte (Teilchengröße: 100 μm bis 140 μm) wurden
zugesetzt. Zuletzt wurde der Photoinitiator (1,4 mg DL-Kampferchinon und
1,3 mg N-Phenylglycin) in das Gemisch zugesetzt, bis eine homogene
härtbare
Zusammensetzung gewonnen wurde. Diese Paste wurde injiziert und
vernetzt, während
das Verfahren von Beispiel 10 verwendet wurde.
-
Beispiel 12 – Herstellung
eines zusammengesetzten Stoffes, der ein Abgabesystem mit einem
Mineralbestandteil enthält
-
250
mg eines pulverförmigen
Abgabesystems mit einem Mineralbestandteil wurden mit 250 mg des funktionellen
Copolymers aus Beispiel 9 vermischt. Danach wurden 1,2 mg D,L-Kampferchinon und
1,1 mg N-Phenylglycin zugesetzt und alle Bestandteile wurden sorgfältig vermischt,
bis eine homogene zusammengesetzte Paste gewonnen wurde. Diese Paste
wurde unter Verwendung des Verfahrens von Beispiel 10 injiziert
und vernetzt. Verschiedene pulverförmige Mineralbestandteile können in
dieser Ausführungsform
verwendet werden, wie beispielsweise:
- a) α-Tricalciumphosphat
- b) Hydroxyapatit
- c) Octacalciumphosphat
- d) Calciumcarbonat
- e) β-Tricalciumphosphat
-
Beispiel 13 – Herstellung
eines zusammengesetzten Materials, das einen Porositäts-induzierenden Bestandteil
und ein Abgabesystem mit einer Mineralkomponente enthält
-
250
mg Gelatinepulver medizinischer Güte (Teilchendurchmesser 100 μm–140 μm) wurden
mit 125 mg α-Tricalciumphosphat
und 250 mg des funktionellen Vorpolymers aus Beispiel 9 vermischt.
1,2 mg DL-Kampferchinon und 1,1 mg N-Phenylglycin wurden zugesetzt
und alle Bestandteile wurden sorgfältig vermischt, bis eine homogene
zusammengesetzte Paste gewonnen wurde. Diese Paste wurde injiziert
und vernetzt unter Verwendung des Verfahrens von Beispiel 10. 3 zeigt
ein Rasterelektronenmikroskopbild (× 81,5) dieser Zusammensetzung
nach Ausspülen
in einem Phosphatpuffer (pH 7,4 bei 37°C) für eine Woche. Für Vergleichszwecke
zeigt 4 das Rasterelektronenmikroskopbild (× 81,5)
des zusammengesetzten Stoffes, der durch das Vernetzen des funktionellen
Vorpolymers aus Beispiel 9 alleine nach Ausspülen unter denselben Bedingungen
gewonnen wurde.
-
Beispiel 14 – Herstellung
eines zusammengesetzten Materials, das eine Porositäts-induzierende Komponente, ein
Abgabesystem mit einem Mineralbestandteil und ein funktionelles
Monomer enthält
-
300
mg Gelatinepulver medizinischer Güte (Teilchendurchmesser 100 μm–140 μm) wurde
mit 400 mg α-Tricalciumphosphat,
250 ml funktionellem Vorpolymer aus Beispiel 9 und 45,6 mg Hydroxyethylmethacrylat vermischt.
1,4 mg DL-Kampferchinon und 1,3 mg N-Phenylglycin wurde zugesetzt und alle
Bestandteile wurden sorgfältig
vermischt, bis eine homogene zusammengesetzte Paste gewonnen wurde.
Diese Paste wurde injiziert und vernetzt, während das Verfahren von Beispiel
10 verwendet wurde.
-
Beispiel 15 – Herstellung
eines zusammengesetzten Stoffes, der ein reaktives Oligopeptid und
ein Porosigen enthält
-
a) Synthese eines reaktiven
Oligopeptids
-
α-Hydroxy-ω-carbonsäure-poly(ethylenglycol)
(0,5 g), (Molekulargewicht 1.000) wurden in 10 ml destilliertes
Methylenchlorid mit 5 ml 94% Methacrylsäureanhydrid umgesetzt, durch
Triethylamin (5 ml) katalysiert und mit 0,01 g Phenothiazin bei
Raumtemperatur für
24 Stunden stabilisiert. Nach der Reaktion wurde ein Überschuss
Triethylamin und Methacrylsäureanhydrid
unter Vakuum abdestilliert. Das sich ergebende Polymer wurde in
Diethylether präzipitiert,
filtriert und gewaschen. 1H-NMR-Spektrum
wurde durchgeführt,
um die vollständige
Umwandlung von Alkoholgruppen in Methylacrylat-Endgruppen zu verifizieren.
Als Nächstes
wurde es in 50 ml H2O gelöst, zweimal
mit Ether und dreimal mit 35 ml Methylenchlorid extrahiert, um das
gemischte Anhydrid zu entfernen. Ein 1H-NMR-Spektrum wurde durchgeführt, um
die Reinheit des Polymers zu verifizieren.
-
Danach
wurde die Carbonsäure-Endgruppe
in N-Hydroxysuccinimidyl-Endgruppen wie folgt umgewandelt: 250 mg
des α-Methacryl-ω-carbonsäure-poly(ethylenglycol)
und 24 mg N-Hydroxysuccinimid
ließ man
in 5 ml Methylenchlorid bis 0°C
abkühlen.
1 ml 3 M Dicyclohexyl-carbodiimid wurden tropfenweise in die Lösung zugesetzt.
Nach 36 Stunden war die Reaktion vollständig. Celite wurde zugesetzt
und die Lösung
wurde filtriert und mit einem Teil Methylenchlorid und 2 Teilen
Diethylether gewaschen. Das sich ergebende Polymer wurde dann in
80 ml Diethylether ausgefällt,
filtriert und gewaschen. Ein 1H-NMR-Spektrum wurde durchgeführt, um
die Reinheit des Polymers zu verifizieren.
-
Zuletzt
wurde das succinimylierte Poly(ethylenglycol) an ein Oligopeptid,
nämlich
NH2-GRGDS,
gekoppelt, das ein Zell-adhäsiver
Ligand ist. 0,5 succinimyliertes Poly(ethylenglycol) wurden in 10
ml destilliertem und wasserfreiem Dimethylformamid (DMF) gelöst. Eine
Lösung
von NH2-GRGDS (1,1 molarer Überschuss) mit
5 ml wasserfreiem DMF wurde tropfenweise zugesetzt. Die Reaktion
wurde bei Raumtemperatur für
48 Stunden durchgeführt
und von Chromatographie unter Verwendung von Methylenchlorid/Methanol
(90/10) als Eluent gefolgt. Das sich ergebende Polymer wurde dann
in Diethylether ausgefällt,
filtriert und mit Ether gewaschen. Um das α-Methacryl-ω-GRGDS-poly(ethylenglycol) aus der nicht-reagierten
NH2-GRGDS aufzureinigen, wurde eine Extraktion
in Methylenchlorid/Wasser (5-mal) durchgeführt und im Vakuum getrocknet.
Die Kopplungseffizienz wurde durch 1H-NMR-Spektroskopie
untersucht.
-
b) Herstellung eines zusammengesetzten
Materials, das α-Methacryl-ω-GRGDS-poly(ethylenglycol)
und ein funktionelles Monomer enthält
-
200
mg des funktionellen Vorpolymers aus Beispiel 9 (1,4 × 10–4 mol
methacrylierter Endgruppen) wurden mit 36,4 mg Hydroxyethylmethacrylat
(2,8 × 10–4 mol),
10 mg des α-Methacryl-ω-GRGDS-poly(ethylenglycols)
aus Beispiel 15-a, 236,4 mg von Gelatine medizinischer Güte (Teilchengrößen 100 μm–140 μm) und dem Photoinitiator
(1,4 mg DL-Kampferchinon
und 1,3 ml N-Phenylglycin) vermischt. Alle Bestandteile wurden vermischt,
bis eine homogene härtbare
zusammengesetzte Paste gewonnen wurde. Diese Paste wurde injiziert und
vernetzt, während
das Verfahren von Beispiel 10 angewendet wurde.
-
Beispiel 16 – Herstellung
eines zusammengesetzten Materials, das Fibronectin und ein Porosigen
enthält
-
250
mg eines Gelatinepulvers medizinischer Güte (Teilchendurchmesser 100 μm–140 μm) wurden
mit 125 mg Fibronectin-Pulver und mit 250 mg des funktionellen Vorpolymers
aus Beispiel 9 vermischt. Danach wurden 1,2 mg DL-Kampferchinon
und 1,1 mg N-Phenylglycin zugesetzt und alle Bestandteile wurden
sorgfältig
vermischt, bis eine homogene zusammengesetzte Paste gewonnen wurde.
-
Diese
Paste wurde injiziert und vernetzt, während das Verfahren von Beispiel
10 verwendet wurde.
-
Beispiel 17 – Herstellung
eines zusammengesetzten Materials, das Vitronectin und ein Porosigen
enthält
-
Das
Verfahren von Beispiel 16 wurde wiederholt, außer dass Fibronectin durch
eine gleiche Menge (125 mg) Vitronectin ersetzt wurde.
-
Beispiel 18 – Herstellung
eines zusammengesetzten Materials, das Methacrylamid-modifiziertes Vitronectin oder
Methacrylamid-modifiziertes Fibronectin enthält, copolymerisiert mit Methacrylamid-modifizierter
Gelatine.
-
a) Synthese eines Methacrylamid-modifizierten
Vitronectins oder Methacrylamid-modifizierten
Fibronectins
-
2
g Vitronectin wurden in 20 m Phosphatpuffer (pH 7,8) bei 40°C gelöst. 0,2
ml Methacrylsäureanhydrid
wurden zugesetzt und das Reaktionsgemisch wurde für 1 Stunde
bei 40°C
gerührt.
Danach wurde das Gemisch mit 20 ml Wasser verdünnt und durch Dialyse für 1 Tag
aufgereinigt, wonach das Reaktionsprodukt gefriergetrocknet wurde.
Ein ähnliches
Verfahren kann durch Ersetzen von Vitronectin durch Fibronectin
angewendet werden.
-
b) Copolymerisation eines
Methacrylamid-modifizierten Vitronectins oder Methacrylamid-modifizierten
Fibronectins mit Methacrylamid-modifizierter Gelatine
-
Methacrylamid-modifizierte
Gelatine (1,5 g) und das Methacrylamid-modifizierte Vitronectin
oder Methacrylamid-modifizierte Fibronectin (0,5 g) von Beispiel
18-a wurden in 10 ml destilliertem Wasser bei 40°C gelöst. Ein Irgacure® Ultraviolett-Polymerisations-Photostarter (0,084
g) wurden zugesetzt, danach wurde die warme Lösung in eine Gussform injiziert
und durch UV-Bestrahlung (365 nm, 10 mW/cm2)
während
30 Minuten polymerisiert. Das sich ergebende Polymer wurde dann
gefriergetrocknet und in kleine Teilchen unter Verwendung eines
Mörsers
zerstoßen.
-
c) Herstellung des zusammengesetzten
Materials
-
250
mg des Copolymerpulvers aus Beispiel 18-b wurden mit 250 mg des
funktionellen Vorpolymers aus Beispiel 9 vermischt. 1,2 mg DL-Kampferchinon
und 1,1 mg N-Phenylglycin
wurden zugesetzt und alle Bestandteile wurden sorgfältig vermischt,
bis eine homogene Paste aus zusammengesetztem Material gewonnen wurde.
Diese Paste wurde injiziert und vernetzt, während das Verfahren von Beispiel
10 verwendet wurde.
-
Beispiel 19 – In vivo-Experimente
-
Zusammengesetzte
Materialien, die für
dieses in vivo-Experiment verwendet wurden, sind in Beispiel 2 (ohne
Gelatine) und 10-a (mit Gelatine) jeweils beschrieben. Für diese
biologische Studie wurden 4 nicht-selbstheilende Cranialdefekte
(mit kritischer Größe) im Schädel eines
Beagle-Hundes erzeugt. Die Defekte wiesen einen Durchmesser von
12 mm und eine Tiefe von ungefähr
5 mm auf. Drei Defekte wurden mit dem zusammengesetzten Material
aus Beispiel 2 gefüllt
und der vierte Defekt wurde mit autologen Knochen als Kontrolldefekt
befüllt.
Histologische Ergebnisse zeigen, dass alle Defekte überbrückt wurden
und eine gute Vaskularisation zeigten. In den 1 (bezüglich des
zusammengesetzten Materials aus Beispiel 10-a) und 2 (bezüglich des
zusammengesetzten Materials aus Beispiel 2) ist das Vorhandensein
von Blutgefäßen durch die
Pfeile angezeigt. Es ist klar, dass weniger Blutgefäße für das Implantat
gebildet werden, das keine Gelatine umfasst.
-
Zusätzliche
in vivo-Experimente an Kaninchen (Cranialdefekte) unter Verwendung
des zusammengesetzten Materials aus Beispiel 14 zeigten ebenfalls
eine gute Vaskularisation und Knochenbildung.
-
Beispiel 20 – Fixierung
eines metallischen Dentalimplantates durch ein härtbares zusammengesetztes Material
-
Das
Anordnen eines Implantates unmittelbar in einen frischen Extraktionssockel
neutralisiert die Wartezeit von 6 bis 8 Monaten. Es besteht eine
geringere Belastung für
den Patienten, weil das Bohren bis auf ein Minimum reduziert wird.
Weil die meisten Typen von Implantaten so entwickelt wurden, dass
sie in geheilte Alveolar-Kämme
plaziert werden, ist eine Kombination aus Schraubenimplantat und
Knochentransplantat nach wie vor erforderlich, um die Lücke zwischen
dem Implantat und dem Sockel zu schließen. Das Knochentransplantat
stellt eine anfängliche
Stabilität
für das
Implantat bereit, das 2 bis 5 mm apikal in den Sockel angeordnet
wird. Die Kräfte
sind am größeren bukko-lingualen
(oder -palatalen) Durchmesser um den Nacken herum am größten. Nach
der Zahnextraktion wird ein metallisches Schraubenimplantat unmittelbar
apikal in dem Extraktionssockel angeordnet. Der Hohlraum zwischen
dem Knochen und dem Implantat wird fest mit der photohärtbaren
Zusammensetzung aus Beispiel 13 bepackt, die das biodegradierbare
Polyesterbismethacrylat, Gelatine als Porosigen und α-Tricalciumphosphat
als inneres Pufferadditiv und eine Mineralquelle zur Knochenbildung
umfasst. Die gehärtete
Füllung
widersteht den Kräften
auf das Implantat, die überwiegend am
Hals des Implantats konzentriert sind. Es ist ebenfalls möglich, ein
Einwachsen von weichem Gewebe zu verhindern, und daher wird die
Rehabilitation gesichert.
-
Beispiel 21 – Fixierung
eines metallischen Dentalimplantats durch eine Kombination eines
synthetischen Knochenallotransplantats und einer härtbaren
Zusammensetzung
-
Nach
einer Zahnextraktion wird ein metallisches Schraubenimplantat unmittelbar
apikal in dem Extraktionssockel angeordnet. Der Hohlraum zwischen
dem Knochen und dem Implantat wird fest mit einem Xenotransplantat-
oder Allotransplantat-Material bepackt, beispielsweise Bioplant
HTR Synthetisches-Knochen-Allotransplantat (ein Gemisch von porösen Polymethacrylat-Sphären, beschichtet
mit Poly-2-hydroxyethylmethacrylat und einer Außenschicht aus Calciumhydroxidcarbonat;
kommerziell erhältlich
von Bioplant Inc., Vereinigte Staaten). Das photohärtbare zusammengesetzte
Material aus Beispiel 12-a (das ein biodegradierbares Polyesterbismethacrylat
und α-Tricalciumphosphat
als innere Pufferadditive und eine Mineralquelle zur Knochenbildung
enthält)
wird dann oben auf der Allotransplantat-Füllung angeordnet, um nach einer
Photohärtung einen
starren Kragen um das Metallimplantat herum bereitzustellen. Dieser
gehärtete
Ring hält
das Implantat während
des anfänglichen
Stadiums der Knochenbildung um das Implantat herum am Ort, das am
unteren Teil des Implantats durch das Allotransplantat gestützt wird.
Der gehärtete
Ring um den Hals des Implantats herum widersteht den Kräften auf
das Implantat, die üblicherweise
am Hals des Implantats konzentriert sind, und ist dazu in der Lage,
das Einwachsen von weichem Gewebe zu verhindern und stellt daher
die Rehabilitation sicher.