DE60213669T2

DE60213669T2 - Bioabbaubares polymermaterial für biomedizinische anwendungen

Info

Publication number: DE60213669T2
Application number: DE60213669T
Authority: DE
Inventors: Mattijs Jeroen BEZEMER; Ronald Jorg ROOSMA; Riemke Van Dijkhuizen-Radersma; Robert Joost DE WIJN
Original assignee: OCTO PLUS SCIENCES BV
Current assignee: Octo Plus Sciences Bv Leiden Nl
Priority date: 2002-02-26
Filing date: 2002-12-17
Publication date: 2007-10-18
Anticipated expiration: 2022-12-18
Also published as: DK1481017T3; PT1481017E; EP1481017B8; JP2005518469A; AU2002353661A1; ES2269789T3; ATE335035T1; US20050063941A1; WO2003072631A1; CA2477288C; EP1481017B1; US20060258835A1; EP1481017A1; DE60213669D1; CA2477288A1

Description

Die Erfindung betrifft eine medizinische Vorrichtung, welche ein Polymermaterial umfasst, und die Verwendung der medizinischen Vorrichtung zur Herstellung eines Medikaments für Führungsgewebe, als ein Gerüst für Tissue-engineering in vitro oder als eine Matrix für kontrollierte Freisetzung einer (bio)aktiven Substanz.
Momentan besteht ein kontinuierlich wachsendes Interesse für neue Materialien, welche als Träger von bioologisch aktiven Mitteln nützlich sind und zur Bereitstellung von solchen Mitteln in vivo verwendet werden können. Insbesondere wurde viel Forschung in das Design von solchen Trägern, welche ein spezielles Abbauprofil in vivo zeigen, durch welches ein gewünschtes Freisetzungsmuster des eingebrachten biologisch aktiven Mittels erreicht wird, investiert.
Eine der Überlegungen hinter dieser Forschung ist der Wunsch, Bereitstellungssysteme zu entwickeln, welche die Freisetzungszeit von bestehenden Arzneistoffen verlängern (d.h. verlängerte Freisetzung). Eine andere Überlegung ist der Wunsch, Systeme zu entwickeln, welche die schlechten pharmakokinetischen Profile von einigen Arzneistoffen beseitigen oder einschränken. Insbesondere Peptide und Proteine verursachen pharmakokinetische Schwierigkeiten. Solche Substanzen müssen oft parenteral verabreicht werden, wobei eine systemische Wirkung erforderlich ist. Auch weisen viele Arzneistoffe kurze Halbwertszeiten auf, was Schemata mit häufigen Injektionen erforderlich macht. Die Compliance des Patienten und die hohen Kosten, welche mit Protokollen mit häufiger Verabreichung in Zusammenhang stehen, stellen einen starken Anreiz bereit, neue Verabreichungswege und gleichzeitig neue Dosierungsformen für solche Arzneistoffe zu finden. Noch eine andere Überlegung hinter der Suche nach neuen Arzneistoffbereitstellungsvehikeln ist der Wunsch, zu erreichen, dass ein verabreichtes biologisch aktives Mittel, wie ein Arzneistoff, an einem speziellen Ort in dem Patienten freigesetzt wird. Wenn zum Beispiel oral verabreicht wird, kann es notwendig sein, ein Bereitstellungsvehikel zu designen, welches in der Lage ist, den scharfen Bedingungen, welche im Magen auftreten, zu widerstehen und in intakter Form in die Eingeweide zu gelangen, um nur dort einen eingebrachten Arzneistoff freizusetzen (d.h. verzögerte Freisetzung).
Polymersysteme, welche momentan als Arzneistoffbereitstellungsmatrizes untersucht werden, schließen eine große Vielzahl von bioabbaubaren Verbindungen ein. Ein häufig verwendetes System basiert auf Polymilchsäure (PLA) oder auf Copolymeren von Polymilchsäure und Glycolsäure. Solche Copolymere sind als PLGA-Polymere bekannt. In der Vergangenheit wurden Mikrokügelchen von PLGA-Polymeren hergestellt, welche ein biologisch aktives Mittel einkapseln. Jedoch steht mit diesen Systemen eine Anzahl von schwerwiegenden Nachteilen in Zusammenhang. Unter diesen sind die schlechten Möglichkeiten zur Manipulierung der Freisetzung eines Proteins, welches durch PLGA-Mikrokügelchen eingekapselt ist. Die Diffusion von Proteinen in PLGA-Matrizes, welche in dieser Hinsicht eine entscheidende Rolle spielt, ist stark eingeschränkt. Die Freisetzung der eingebrachten Proteine ist demgemäß vollständig abhängig von der Diffusion des Proteins durch die Poren der Matrix (falls vorhanden) und vom Abbau oder dem Lösen des PLGA in vivo. Ein Abbau der PLGA-Matrix verursacht eine relativ steile Abnahme beim pH-Wert in der Polymermatrix, was für viele Proteine gefährlich sein kann.
Die Europäische Patentanmeldung 0 830 859 offenbart ein Arzneistoffbereitstellungssystem, welches auf einem Copolymer eines Polyalkylenglycols, bevorzugt Polyethylenglycol, und eines aromatischen Polyesters, bevorzugt Polybutylenterephthalat, basiert. Dieses Polymermaterial hat Hydrogel-ähnliche Eigenschaften und ermöglicht vorteilhafterweise eine Diffusion von sogar großen Molekülen, wie Proteinen, durch die Polymermatrix. Darüber hinaus wurde gefunden, dass die Biokompatibilität dieses Polymermaterials sehr gut ist.
Für einige Zwecke wurde jedoch gefunden, dass der Abbau des Polymers relativ langsam ist. Als eine Folge bleiben Spuren oder Teilchen der Polymermatrix für einige Zeit intakt, nachdem die Freisetzung eines eingebrachten Arzneistoffes vollständig abgelaufen ist. Demgemäß gibt es einen Wunsch zur Bereitstellung eines Polymermaterials, welches zur Verwendung als ein Bereitstellungsvehikel für biologisch aktive Mittel wie Arzneistoffe und Proteine geeignet ist, wobei die Abbaucharakteristika des Polymers im Wesentlichen verändert werden können, während im Wesentlichen die ausgezeichneten biologischen Charakteristika des Copolymers, welches als ein Ausgangspunkt dient, erhalten bleiben.
Ein anderer Trend bei der Entwicklung von Biomaterialien wird durch das relativ neue Gebiet Tissue-engineering eingeleitet. Typischerweise wird beim Tissue-engineering eine Matrix, welche oft als Gerüst bezeichnet wird, in vitro mit Zellen bereitgestellt und das kombinierte System von Zellen und Gerüst wird in den Körper eines Patienten, welcher einen Bedarf für Gewebewiederherstellung hat, implantiert. Zu Beginn nach der Implantation ist beabsichtigt, dass das Gerüst die mechanischen Eigenschaften und Integrität bereitstellt, um das Implantat zusammen zu halten. Nachdem die Zellen begonnen haben, sich zu entwickeln und de novo-Gewebe zu formen, ist beabsichtigt, dass sich das Gerüst abbaut, so dass das neue Gewebe seine Funktion übernehmen kann. Manchmal werden die Zellen einem Kulturprotokoll in vivo unterworfen, um den Vorgang der Bildung von neuem Gewebe in vivo zu beschleunigen.
Das ideale Material, welches als Gerüst dient, das mit Zellen beim Tissue-engineering bereitgestellt wird, hat nahezu ähnliche Eigenschaften, insbesondere mechanische Eigenschaften, wie das Gewebe, welches einer Wiederherstellung bedarf. Da manche Gewebetypen stärkere oder steifere mechanische Eigenschaften erfordern als andere, ist es gewünscht, ein bioabbaubares und biokompatibles Material zu haben, von welchem die mechanischen Eigenschaften vorteilhafterweise auf den Bedarf der Situation beim Tissue-engineering eingestellt werden können. Auch kann abhängig vom Gewebetyp, welcher wiederhergestellt wird, ein langsamerer oder schnellerer Abbau des Gerüsts gewünscht sein.
Es ist deshalb ein Ziel der vorliegenden Erfindung, eine medizinische Vorrichtung bereit zu stellen, welche ein Biomaterial umfasst, das sich über eine vorteilhafterweise kurze Zeitdauer abbaut, während es zur selben Zeit ausgezeichnete Charakteristika hinsichtlich Biokompatibilität aufweist.
Ein anderes Ziel der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung einer medizinischen Vorrichtung, welche ein Material umfasst, das eine Zusammensetzung aufweist, welche die Einstellung der Abbaucharakteristika ermöglicht, während die Biokompatibilität und andere Charakteristika, welche die Verwendung des Materials betreffen, zum Beispiel als Arzneistoffbereitstellungsvehikel, im Wesentlichen nicht negativ durch die Einstellung beeinflusst werden.
Es ist auch ein Ziel der vorliegenden Erfindung, zu einem Material zu gelangen, welches nicht nur die vorstehend erwähnten Charakteristika hinsichtlich Biokompatibilität und einstellbare Bioabbaubarkeit aufweist, sondern auch die Anforderungen hinsichtlich der Verwendung des Materials in zum Beispiel medizinischen Vorrichtungen erfüllt.
Es ist darüber hinaus ein Ziel der Erfindung, ein Material bereit zu stellen, welches als eine Matrix für kontrollierte Freisetzung von (bio)aktiven Substanzen, wie Arzneistoffen oder Wachstumsfaktoren, dienen kann.
Die Erfinder haben nun ein Polymermaterial gefunden, in welches bestimmte Komponenten eingebracht wurden, um diese gewünschten Charakteristika bereit zu stellen und um die vorstehenden Anforderungen zu erfüllen. Dieses Polymermaterial basiert auf einer Kombination einer Polyetherkomponente, eines kurzkettigen Diols und eines Gemisches von aromatischen und nicht-aromatischen Dicarbonsäuren und Derivaten davon.
Die Erfindung führt demgemäß zu einer medizinischen Vorrichtung, welche ein statistisches Copolymer umfasst, das die folgenden Monomereinheiten umfasst:
wobei
* eine Verknüpfung zu einer anderen Monomereinheit darstellt;
X eine Einheit darstellt, die einen aromatischen Rest enthält;
Y eine Alkyleneinheit ist;
Z eine Alkylen- oder Alkenyleneinheit darstellt;
n eine ganze Zahl im Bereich von 1 bis 250, bevorzugt 8 bis 100, ist; und
m eine ganze Zahl im Bereich von 2 bis 16 ist.
Es wurde gefunden, dass das Polymermaterial gemäß der Erfindung ausgezeichnete Charakteristika hinsichtlich Bioabbaubarkeit und Biokompatibilität aufweist. Durch Variieren des Verhältnisses zwischen den unterschiedlichen Komponenten des Multiblockcopolymers können das Bioabbaubarkeitsprofil sowie die mechanischen Eigenschaften des Polymermaterials praktischerweise eingestellt werden. Vorteilhafterweise wurde gefunden, dass unter bestimmten Bedingungen das Abbauprodukt der Polyesterkomponente, die Dicarbonsäure, den Abbau der anderen Komponenten des vorliegenden Polymermaterials katalysieren kann.
Im Kontext der vorliegenden Erfindung ist beabsichtigt, dass der Ausdruck biokompatibel Materialien betrifft, welche in einen Körper des Menschen oder eines Tieres eingebracht werden können, z.B. in der Form eines medizinischen Implantats, im Wesentlichen ohne nicht-verträgliche Antworten des Menschen oder des Tieres. Der Ausdruck bioabbaubar betrifft Materialien, welche nach einer bestimmten Zeitdauer in einer biologischen Umgebung aufgespalten werden. Bevorzugt wird die Aufspaltungsrate ähnlich oder identisch zu der Rate, in welcher der Körper autogenes Gewebe erzeugt, gewählt, um ein Implantat zu ersetzen, aus welchem das bioabbaubare Material hergestellt ist.
Mit dem Ausdruck statistisches Copolymer ist beabsichtigt, zu zeigen, dass ein Polymermaterial der Erfindung Monomereinheiten A, B, C und D in jedweder Größenordnung und in jedwedem Verhältnis umfasst. Das Verhältnis der Anzahl a von Monomereinheiten A zu der Anzahl b von Monomereinheiten B (a/b) wird typischerweise gleich sein zu dem Verhältnis der Anzahl c von Monomereinheiten C zu der Anzahl d von Monomereinheiten D (c/d). Es ist bevorzugt, dass ein Copolymer gemäß der Erfindung keine jedweden anderen Monomereinheiten als die Einheiten A, B, C und/oder D enthält.
Als solches umfasst das Polymermaterial sowohl harte als auch weiche Fragmente. Die Gewichtsfraktion von weichen Fragmenten kann als x definiert werden und durch die kombinierte Gewichtsfraktion der Monomereinheiten A und C in dem Polymermaterial bestimmt werden. Die Gewichtsfraktion von harten Fragmenten ist dann als 1 – x definiert und wird durch die kombinierte Gewichtsfraktion der Monomereinheiten B und D in dem Polymermaterial bestimmt. Die Gewichtsfraktion von weichen Segmenten x liegt bevorzugt im Bereich von 0,1 bis 1, stärker bevorzugt 0,4 bis 1, noch stärker bevorzugt 0,5 bis 0,9. Ferner beträgt die Fraktion der Summe der Anzahl von Monomereinheiten C und der Anzahl von Monomereinheiten D (c + d) bevorzugt 0,01 bis 1, stärker bevorzugt 0,05 bis 0,99.
Wie erwähnt, ist X eine Einheit, die einen aromatischen Rest umfasst. Der aromatische Rest kann prinzipiell jedweder aromatische Rest wie eine Phenyl-, Naphthyl- oder Cyclopentadienylgruppe sein. Bevorzugt ist der aromatische Rest eine Phenylgruppe. Es gilt als vereinbart, dass der aromatische Rest einen oder mehrere Substituenten, wie Chlor-, Brom-, Iod-, Fluor-, Nitro-, Methoxygruppen oder Alkylreste, welche 1 bis 3 Kohlenstoffatome enthalten, tragen kann. Es ist ferner möglich, dass die Einheit X andere Atomgruppen, wie Methylengruppen, umfasst. Beispiele von solchen Möglichkeiten schließen -(CH₂)_p-aromatischer Rest-(CH₂)_q ein, wobei p und q unabhängig aus der Gruppe von ganzen Zahlen im Bereich von 0 bis 3 gewählt sind. Bevorzugt sind sowohl p als auch q 0.
Die Einheit Y ist ein Alkylenrest. Die Ausdrücke Alkylen und Polyalkylen, wie hier verwendet, betreffen im Allgemeinen jedwede isomere Struktur, d.h. Propylen umfasst sowohl 1,2-Propylen als auch 1,3-Propylen, Butylen umfasst 1,2-Butylen, 1,3-Butylen, 2,3-Butylen, 1,2-Isobutylen, 1,3-Isobutylen und 1,4-Isobutylen (Tetramethylen) und ähnlich für höhere Alkylenhomologe. Bevorzugt ist dieser Alkylenrest aus der Gruppe Ethylen, Propylen, Butylen und Kombinationen davon ausgewählt. Zusammen mit dem angefügten Sauerstoff bildet die Einheit Y eine Wiederholungseinheit, die n Mal in den Monomereinheiten A und C auftritt. Diese Wiederholungseinheit ist bevorzugt von einem Poly(alkylenglycol) abgeleitet. Das Poly(alkylenglycol) ist bevorzugt aus der Gruppe Poly(ethylenglycol), Poly(propylenglycol) und Poly(butylenglycol) und Copolymeren davon, wie Poloxamere, ausgewählt. Ein stark bevorzugtes Poly(alkylenglycol) ist Poly(ethylenglycol). Das Poly(alkylenglycol) kann ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts von ungefähr 200 bis ungefähr 10.000 g/Mol aufweisen. Bevorzugt weist das Poly(alkylenglycol) ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts von 300 bis 4.000 g/Mol auf. Demgemäß ist die ganze Zahl n bevorzugt im Bereich von 1 bis 250, stärker bevorzugt 8 bis 100, gewählt.
Ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts, wie hier bezeichnet, kann geeigneterweise durch Gelpermeationschromatographie (GPC) bestimmt werden. Diese Technik, welche per se bekannt ist, kann zum Beispiel unter Verwendung von Chloroform, Hexafluorisopropanol oder m-Cresol als ein Lösungsmittel und Polystyrol oder Poly(methylmethacrylat) als externer Standard durchgeführt werden. Alternativ kann ein Maß für das Gewichtsmittel des Molekulargewichts durch die Verwendung von Viskosimetrie erhalten werden (siehe NEN-EN-ISO 1628-1). Diese Technik kann zum Beispiel bei 25°C unter Verwendung von Chloroform, Hexafluorisopropanol oder einem Gemisch von beiden als ein Lösungsmittel durchgeführt werden. Bevorzugt liegt die intrinsische Viskosität des Copolymers zwischen 0,2 und 2,0 dL/g. Die stärker bevorzugten Bereiche für das Gewichtsmittel des Molekulargewichts, welches durch vorstehend erwähnte GPC gemessen wird, können auch bezogen auf die intrinsische Viskosität ausgedrückt werden, wenn die geeigneten physikalischen Daten für die Polymere bekannt sind.
Die Einheit Z ist ein Alkylen- oder Alkenylenrest. Es ist beabsichtigt, dass der Ausdruck Alkenylenrest, wie der Ausdruck Alkylenrest, jedwede isomere Struktur betrifft. So kann zum Beispiel ein Propenylenrest eine 1,2-Propenylengruppe, eine 2,3-Propenylengruppe oder eine Isopropenylengruppe sein. Typischerweise wird die Einheit Z zusammen mit den zwei angefügten Carbonylgruppen von einer Dicarbonsäure oder einem Derivat davon abgeleitet sein. Bevorzugt ist die Dicarbonsäure eine Alkandisäure mit 4 bis 18 Kohlenstoffatomen. Es ist ferner bevorzugt, dass die Dicarbonsäure eine nicht verzweigte Dicarbonsäure ist, da gefunden wurde, dass dies zu einem Copolymer mit hervorragender Verarbeitbarkeit führt, wobei ein biologisch aktives Mittel in einer herkömmlichen Weise eingebracht werden kann. Besonders bevorzugt sind Dicarbonsäuren, welche aus der Gruppe Maleinsäure, Bernsteinsäure, Adipinsäure, Sebacinsäure, Glutarsäure und Korksäure ausgewählt sind. So ist Z bevorzugt aus der Gruppe Ethenylen, Propylen, Butylene, Hexylen und Octylen ausgewählt. Zusätzlich wurde gefunden, dass ein Copolymer mit gesteigertem Quellverhalten erhalten wird, wenn die Menge an (aliphatischer) Dicarbonsäure, die zur Herstellung des Copolymers verwendet wird, erhöht wird.
Anstelle der Verwendung einer tatsächlichen Dicarbonsäure ist es auch möglich, ein Derivat einer Dicarbonsäure zu verwenden, welches in die Copolymerstruktur durch die gleichen Carboxylfunktionen eingebracht wird. Beispiele von solchen Derivaten können durch den Fachmann einfach ersonnen werden und schließen Anhydride, Mono- und Diester, Mono- und Disäurechloride und dergleichen ein. Im Falle, wenn ein Mono- oder Diester der Dicarbonsäure verwendet wird, wird die Carbonsäuregruppe bevorzugt mit einem Alkylrest mit 1 bis 4 Kohlenstoffatomen verestert. Bevorzugte Derivate sind Dimethylester.
Die ganze Zahl m ist im Bereich von 2 bis 16 gewählt. Die 2 bis 16 Methylen-Wiederholungsgruppen sind bevorzugt von einem Diol abgeleitet. In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Diol aus der Gruppe Dihydroxyethan, Dihydroxypropan oder Dihydroxybutan ausgewählt. Ein stark bevorzugtes kurzkettiges Diol ist Dihydroxybutan.
Das Gewichtsmittel des Molekulargewichts eines statistischen Copolymers gemäß der Erfindung liegt bevorzugt zwischen 10.000 und 500.000 g/Mol, stärker bevorzugt zwischen 40.000 und 300.000 g/Mol.
Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren zur Herstellung eines Copolymers, wie vorstehend beschrieben, welches die folgenden Schritte umfasst:

a) Umsetzen einer aromatischen Dicarbonsäure oder eines Derivats davon, einer nicht-aromatischen Dicarbonsäure oder eines Derivats davon mit einem Poly(alkylenglycol) und einem Alkandiol; und
b) Durchführen einer Polykondensation unter Entfernen des Alkandiols.

Die aromatische Dicarbonsäure oder ein Derivat davon werden so gewählt, dass es die vorstehend beschriebene Einheit X ergibt. Ein bevorzugtes Beispiel der aromatischen Dicarbonsäure ist Terephthalsäure oder ein Derivat davon. Beispiele von solchen Derivaten können einfach durch den Fachmann ersonnen werden und schließen Anhydride, Mono- und Diester, Mono- und Disäurechloride und dergleichen ein. Im Falle, wenn ein Mono- oder Diester der Dicarbonsäure verwendet wird, wird die Carbonsäuregruppe bevorzugt mit einem Alkylrest mit 1 bis 4 Kohlenstoffatomen verestert. Bevorzugte Derivate sind Dimethylester.
Die nicht-aromatische Dicarbonsäure oder ein Derivat davon, wie vorstehend erörtert, werden so gewählt, dass es die Einheit Z in dem Copolymer ergibt. Bevorzugt ist die nicht-aromatische Verbindung aus der Gruppe Maleinsäure, Bernsteinsäure, Adipinsäure, Sebacinsäure, Glutarsäure und Korksäure ausgewählt. Beispiele von geeigneten Derivaten können einfach durch den Fachmann ersonnen werden und schließen Anhydride, Mono- und Diester, Mono- und Disäurechloride und dergleichen ein. Im Falle, wenn ein Mono- oder Diester der Dicarbonsäure verwendet wird, wird die Carbonsäuregruppe bevorzugt mit einem Alkylrest mit 1 bis 4 Kohlenstoffatomen verestert. Bevorzugte Derivate sind Dimethylester.
Das Poly(alkylenglycol) wird so gewählt, dass es die Einheit Y in dem Copolymer ergibt. Das Poly(alkylenglycol) ist bevorzugt aus der Gruppe Poly(ethylenglycol), Poly(propylenglycol) und Poly(butylenglycol) und Copolymeren davon, wie Poloxamere, gewählt. Ein stark bevorzugtes Poly(alkylenglycol) ist Poly(ethylenglycol). Das Poly(alkylenglycol) kann ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts von ungefähr 200 bis ungefähr 10.000 g/Mol aufweisen. Bevorzugt weist das Poly(alkylenglycol) ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts von 300 bis 4.000 g/Mol auf.
Das Alkandiol ist bevorzugt ein kurzkettiges Diol und wird so gewählt, dass es den Rest ergibt, welcher den Index m in den vorstehenden Formeln trägt. In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Diol aus der Gruppe Dihydroxyethan, Dihydroxypropan oder Dihydroxybutan gewählt. Ein stark bevorzugtes kurzkettiges Diol ist Dihydroxybutan.
Eine bevorzugte Herstellung eines Multiblockcopolymers gemäß der Erfindung wird nun durch Beispiel für ein Multiblockcopolymer, welches aus Poly(ethylenglycol), Butandiol, Dimethylterephthalat und Dimethylsuccinat synthetisiert wurde, erörtert. Bezogen auf diese Beschreibung wird der Fachmann in der Lage sein, jedwedes gewünschte Multiblockcopolymer innerhalb der vorstehend beschriebenen Klasse herzustellen.
Ein typisches Poly(etherester)-Multiblockcopolymer kann aus einem Gemisch von Dimethylterephthalat, einem Alkandiol wie 1,4-Butandiol (im Überschuss), Poly(ethylenglycol), Dimethylsuccinat, einem Antioxidationsmittel und einem Katalysator synthetisiert werden. Ein Beispiel eines geeigneten Katalysators ist Tetrabutyloxytitan. Das Gemisch wird in einen Reaktionsbehälter gegeben und bevorzugt auf mindestens ungefähr 160°C erwärmt und Methanol wird bevorzugt abdestilliert, wenn die Umesterung fortschreitet.
Nach der Umesterung wird die Temperatur bevorzugt langsam auf ungefähr 245°C erhöht und ein Vakuum (schließlich niedriger als 0,1 mbar) wird bevorzugt erreicht. Überschüssiges Alkandiol kann abdestilliert werden und das Ziel-Multiblockcopolymer wird in einem Polykondensationsschritt gebildet.
Aufgrund seiner vorteilhaften Eigenschaften kann ein Polymermaterial gemäß der Erfindung zur Herstellung von unterschiedlichen medizinischen Vorrichtungen, wie Gerüsten für künstliche Haut, Knochenimplantaten, Zementrestriktoren, oder für Tissue-engineering-Knorpel oder -Muskel verwendet werden.
Die Erfindung umfasst deshalb auch eine medizinische Vorrichtung, welche ein Polymermaterial, wie vorstehend beschrieben, umfasst. Bevorzugt kann die medizinische Vorrichtung für Gewebewiederherstellung oder kontrollierte Arzneistofffreisetzung verwendet werden. Bevorzugte Formen der medizinischen Vorrichtung schließen ein Gerüst für Tissue-engineering in vitro, eine Matrix für kontrollierte Arzneistofffreisetzung, einen Ersatz für Gewebewiederherstellung, ein Nahtmaterial, eine Knochenschraube, eine Nahtmaterialbefestigung, eine sich verjüngende oder sich nicht verjüngende Nadel oder eine Klammer ein.
Es wird angemerkt, dass, bezogen auf die vorstehende Beschreibung eines Polymermaterials gemäß der Erfindung, seiner Zusammensetzung und seiner Herstellung, der Fachmann die Eigenschaften des Materials einstellen kann, um an seine besonderen Bedürfnisse im Zusammenhang mit einer speziellen Verwendung oder Vorrichtung anzupassen. Zum Beispiel kann ein flexibleres Material für Gerüste für Tissue-engineering von Haut oder für Nahtmaterialien, deren Eigenschaft positiv durch eine Erhöhung der Menge der Poly(alkylenglycol)-Komponente im Multiblockcopolymer beeinflusst wird, gewünscht sein. Für andere Zwecke wie kontrollierte Freisetzung von (bio)aktiven Mitteln ist ein noch schnelleres Abbauprofil gewünscht, wobei in diesem Fall größere Mengen der nicht-aromatischen Dicarbonsäure oder eines Derivats davon eingebracht werden können. Diesbezüglich ist anzumerken, dass ein gegebenes Gew.-% der Poly(alkylenglycol)-Komponente in das Multiblockcopolymer in zwei unterschiedlichen Wegen eingebracht werden kann. Eine Möglichkeit ist die Verwendung einer niedrigeren Anzahl von größeren Blöcken, d.h. Poly(alkylenglycol) mit einem höheren Gewichtsmittel des Molekulargewichts; eine andere ist die Einbringung von mehr Blöcken mit einem niedrigeren Gewichtsmittel des Molekulargewichts.
Um eine medizinische Vorrichtung zu erhalten, die zur Verwendung geeignet ist, wird das Polymermaterial durch einen herkömmlichen Verarbeitungsschritt wie Extrusion, Spritzgießen, Blasformen, Lösungsformen und andere Techniken für das Formgeben und Verarbeiten von Polymermaterialien hergestellt.
Um weiter die Leistung der medizinischen Vorrichtung gemäß der Erfindung zu steigern, ist es möglich, Apothekerwaren oder pharmazeutisch aktive Komponenten in die Polymerzusammensetzung aufzunehmen. Die Vorrichtung kann zur kontrollierten Freisetzung von Medikamenten verwendet werden. Dies kann im Zusammenhang mit den anderen Funktionen der Polymerzusammensetzung der vorliegenden Erfindung durchgeführt werden, aber es kann auch der einzige Zweck dieser speziellen Ausführungsform sein.
Neben einer Vorrichtung kann das Polymer der vorliegenden Erfindung auch zur Herstellung von Formulierungen mit kontrollierter Freisetzung für die Freisetzung von biologisch aktiven Mitteln, einschließlich Protein und Peptide, verwendet werden. Solche Bereitstellungssysteme können zu Mikrokügelchen, injizierbaren Gelen, Flächengebilden usw. durch dem Fachmann bekannte Verfahren formuliert werden.
Der Ausdruck „biologisch aktives Mittel", wie hier verwendet, bedeutet ein Mittel, welches eine therapeutische oder prophylaktische Wirkung bereitstellt. Solche Mittel schließen antimikrobielle Mittel (einschließlich antibakterielle und antimykotische Mittel), antivirale Mittel, Antitumormittel, Hormon-immunogene Mittel, Wachstumsfaktoren, Lipide und Lipopolysaccharide ein, sind aber nicht darauf eingeschränkt.
Die vorstehend erwähnten biologisch aktiven Mittel, welche in das Polymermaterial eingebracht werden können, können in der Natur stark variieren; prinzipiell kann jedweder Typ von Additiv eingebracht werden. Da das Polymermaterial in vivo bioabbaubar ist und eine Diffusion von Molekülen ermöglicht, werden die Additive in die Umgebung des Materials in einer kontrollierten Weise freigesetzt. Diese Additive können zu der Lösung in Mengen gegeben werden, welche im Bereich von 0 bis 50 Gew.-%, bevorzugt 1 bis 20 Gew.-%, liegen.
Biologisch aktive Mittel, welche eingebracht werden können, schließen Nichtpeptid-, Nichtprotein-Arzneistoffe mit kleiner Größe ein, sind aber nicht darauf eingeschränkt. Sie weisen ein Molekulargewicht auf, welches im Allgemeinen niedriger als 1500 und insbesondere niedriger als 500 ist. Eine zweite wichtige Gruppe von biologisch aktiven Mitteln sind biologisch aktive Peptide und Proteine.
Ein biologisch aktives Mittel kann in das Polymermaterial durch Lösen davon in einer Lösung des Polymermaterials eingebracht werden. Geeignete Lösungsmittel sind Chloroform, Dichlormethan, N-Methyl-2-pyrrolidon, Dimethylsulfoxid, Aceton, Hexafluorisopropanol und dergleichen. Die Auswahl eines geeigneten Lösungsmittels wird von der Zusammensetzung des gewählten Copolymers abhängig sein. So wird eine homogene Lösung gebildet oder eine Suspension wird durch Dispersion gebildet. Alternativ kann eine Lösung eines biologisch aktiven Mittels mit der Copolymerlösung gemischt werden, um ein homogenes Gemisch oder eine Emulsion zu bilden. Auch kann ein biologisches Mittel durch physikalisches Mischen mit dem Copolymer, zum Beispiel durch Extrusion, eingebracht werden. Da in letzterem Fall Wärme verwendet wird, muss man Vorsicht walten lassen, um nicht die Stabilität und/oder Aktivität des biologisch aktiven Mittels zu gefährden.
Wenn es gewünscht ist, dass ein poröses Material gebildet wird, kann ein Poren-bildendes Mittel in die Lösung oder Suspension des Copolymers aufgenommen werden. Poren-bildende Mittel können organische Lösungsmittel, Wasser, Salze (Natriumchlorid, Natriumcitrat und dergleichen), Zucker und wasserlösliche synthetische Polymere einschließen. Durch die Verwendung von solchen Poren-bildenden Mitteln können Poren durch Auslaugen des Mittels oder durch Phasentrennung erzeugt werden.
Die Erfindung wird nun durch die folgenden, nicht einschränkenden Beispiele weiter erklärt.
Beispiel 1.
Das Poly(etherester)-Multiblockcopolymer, welches im folgenden Beispiel beschrieben wird, besteht aus Poly(ethylenglycol), Butandiol, Dimethylterephthalat als das aromatische Dicarbonsäurederivat und Dimethylsuccinat als nicht-aromatische Dicarbonsäure. Ein Polymer (1-A), welches etwa 60 Gew.-% Poly(ethylenglycol) und Terephthalat und Succinat in einem Molverhältnis von 50/50 enthält, wird durch Geben der folgenden Materialien in einen Reaktor, welcher zur Durchführung von sowohl atmosphärischen Destillationen als auch Destillationen unter verringertem Druck geeignet ist, hergestellt: Tabelle 1. Rohmaterialien, die zur Herstellung von Poly(etherester) 1-A verwendet werden
Der Reaktor ist mit einem mechanischen Rührer mit Drehmomentanzeige, einem Stickstoffeinlassrohr, einem Pt100-Temperatursensor, welcher mit einer digitalen Anzeigevorrichtung verbunden ist, und einer Kondensiervorrichtung, die mit einem thermostatischen Wasserbad erwärmt werden kann, ausgestattet. Der Reaktor wird durch ein thermostatisches Ölbad erwärmt.
Die Umesterungsreaktion beginnt bei 140 bis 145°C. Methanol wird für etwa eine Stunde abdestilliert. Danach wird die Temperatur langsam auf 240°C erhöht. Wenn die Temperatur des Reaktionsgemisches 230 bis 240°C erreicht, wird der Druck schrittweise auf 0,5 bis 1,5 mbar in etwa 30 Minuten verringert. Während 3 bis 4 Stunden, bis das Reaktionsgemisch die gewünschte Viskosität erreicht hat, wird das Kondensationsprodukt 1,4-Butandiol abdestilliert. Das Polymer wird dann extrudiert und in kaltem Wasser abgeschreckt, gefolgt von Trocknen und Mahlen.
Die intrinsische Viskosität des Produkts, welche in Chloroform bei 25°C gemessen wird, beträgt 0,990 dl/g. H-NMR-Messungen wurden zum Berechnen des Gew.-% von Polyether und des Disäureverhältnisses (T/S) verwendet. Zum Beispiel war bei 1-A der Poly(ethylenglycol)-Gehalt 58,3 Gew.-%. Das Disäureverhältnis (T/S) ist 55/45 Mol-%.
Beispiel 2.
Zum Vergleich wurde ein Multiblockcopolymer (1-B) synthetisiert, welches etwa den gleichen Polyethergehalt wie 1-A enthält. Die verwendete Disäure war nur Succinat, es wurde keine aromatische Disäure eingebracht. Es wird in der gleichen Weise, wie in Beispiel 1 beschrieben, durch Geben der folgenden Materialien in einen Reaktor hergestellt: Tabelle 2. Rohmaterialien, die zur Herstellung von Poly(etherester) 1-B verwendet werden
Die intrinsische Viskosität des Produkts, welche in Chloroform bei 25°C gemessen wird, beträgt 1,166 dl/g. H-NMR-Messungen zeigten, dass 63,5 Gew.-% Poly(ethylenglycol) eingebracht worden waren.
Beispiel 3.
Eine 10 Gew.-%ige Lösung der in den Beispielen 1 und 2 beschriebenen Polymere wurde zum Gießen von Folien verwendet, welche für Untersuchungen des in vitro-Abbaus verwendet wurden. Trockene Folien (etwa 0,5 Gramm, 50 bis 100 μm Dicke) wurden in 50 ml Phosphat-gepufferte Salzlösung (PBS, pH-Wert 7,4, welche 1,06 mM KH₂PO₄, 155,17 mM NaCl und 2,96 mM Na₂HPO₄·7H₂O enthält) bei 37°C in einem Schüttelbad für 1, 2, 4 und 8 Wochen getaucht. Jede Woche wurde der Puffer erneuert. Die Folien wurden gefriergetrocknet und anschließend durch Gelpermeationschromatographie (GPC) analysiert. Proben wurden in 0,02 M Natriumtrifluoracetat (NaF₃Ac) in Hexafluorisopropanol (HFIP) durch eine Polymer Labs HFIP-Gelvorsäule (50 × 7,5 mm) und zwei analytische PL HFIP-Gelsäulen (300 × 7,5 mm) eluiert. Die Fließrate war 1 ml/min und ein Refraktionsindex (RI)-Detektor wurde verwendet. Die Säulentemperatur war 40°C und die Probenkonzentration war 20 mg/ml. Die Molekulargewichte (Mn und Mw) wurden relativ zu Polymethylmethacrylat (PMMA)-Standards bestimmt.
Als eine Referenz wird der Abbau eines Poly(etherester)-Multiblockcopolymers, welches etwa den gleichen Polyethergehalt wie 1-A enthält, aufgenommen (Daten von US Patent 5,980,948). Die im Referenzpolymer verwendete Disäure war nur Terephthalat, es wurde keine nicht-aromatische Disäure eingebracht. Es wird in der gleichen Weise, wie in Beispiel 1 beschrieben, hergestellt.
Tabelle 3. Molekulargewicht von Poly(etherester)-Multiblockcopolymeren nach einem Abbau in Phosphatpuffer-Salzlösung (pH-Wert = 7,4).
Aus den in Tabelle 3 dargelegten Ergebnissen ist ersichtlich, dass eine Erhöhung der Menge an nicht-aromatischen Disäuren, welche in die Poly(etherester)-Multiblockcopolymere eingebracht wird, in einer erhöhten Abbaurate resultiert.
Beispiel 4: Proteinfreisetzung aus aliphatischen/aromatischen Poly(etherester)-Folien
I. Einleitung
Um PEG(T/S)/PB(T/S)-Copolymere (hier steht PEG für Polyethylenglycol, PB steht für Polybutylen, T steht für Terephthalat und S steht für Succinat) als Matrix für die kontrollierte Freisetzung von Proteinen zu bewerten, wurde die in vitro-Freisetzung aus Folien untersucht. Die Wirkung der Matrixzusammensetzung wurde durch Variieren des PEG-Molekulargewichts und des Prozentanteils an Succinat untersucht. Zusätzlich wurden Modellproteine mit unterschiedlichen Größen untersucht.
II. Materialien und Verfahren
Ein Überblick der Versuche von Beispiel 4 ist im angefügten Anhang 1 dargelegt.
Tabelle 4: Materialien und Gerät, welche für die Untersuchung der Folien verwendet wurden
1. Herstellung von Folien
Folien wurden aus einer Wasser-in-Öl-Emulsion (w/o) hergestellt. Die Ölphase setzte sich aus 1 Gramm Polymer, welches in mindestens 5 ml Dichlormethan (für die genauen Mengen siehe Anhang 1) gelöst worden war, zusammen. Die Wasserphase bestand aus dem Protein, welches in PBS (55 mg/ml) gelöst worden war. Die drei unterschiedlichen verwendeten Proteine waren Lysozym, Carboanhydrase und Rinderserumalbumin (BSA). 0,6 ml dieser Proteinlösung wurden zu der Polymerlösung gegeben und einige Sekunden mit einer Rührplatte gerührt. Dann wurde das Gemisch in ein 50 ml-Zentrifugenröhrchen gegeben und die Emulsion wurde unter Verwendung des Ultra Turrax für 30 Sekunden bei 19000 UpM hergestellt.
Die Emulsion wurde unter Verwendung einer einstellbaren Rakel (Einstellung: 700 μm) auf eine Glasplatte gegossen. Nach dem Abdampfen des Dichlormethans wurden die Folien von der Glasplatte abgezogen und weiter an der Luft für einige Stunden getrocknet. Anschließend wurden die Folien in dem Gefriertrockner für mindestens 10 Stunden getrocknet.
2. Bestimmung der Freisetzung
Für jede Folie wurden drei Stücke (+/– 1,77 cm²) abgewogen und in 1 ml des Freisetzungspuffers (Phosphatpuffer-Salzlösung, pH-Wert 7,4, PBS) bei 37°C in einem Wasserbad unter einer konstanten Bewegung (26/min) inkubiert. In mehreren Intervallen (abhängig von der Freisetzungsrate) wurde das Freisetzungsmedium ersetzt.
Um die Menge an Protein zu bestimmen, welche freigesetzt wurde, wurde ein Spektrophotometer verwendet: zuerst wurde eine Kalibrierungskurve mit unterschiedlichen Konzentrationen (von 0 bis zu 25 μg/ml) in PBS unter Verwendung des Micro BCA-Proteintests (Detektionswellenlänge 570 nm) erstellt.
Diese Standardkurve wurde zur Bestimmung der Konzentration an Protein in dem Freisetzungsmedium verwendet.
3. Durchgeführte Versuche
Alle die unterschiedlichen mit Protein beladenen Folien, welche während dieser Untersuchung hergestellt und charakterisiert wurden, sind im Anhang 1 aufgelistet. Das T/S-Verhältnis war etwa 50/50 Mol-%, wenn nichts Anderes angegeben ist.
III. Ergebnisse und Erörterung
A. Wirkung der Prozentanteile von Succinat in der Copolymerzusammensetzung auf die Freisetzung
Die Versuche wurden mit unterschiedlichen Prozentanteilen von Succinat in den Copolymeren (T/S-Verhältnis) durchgeführt, wogegen das PEG-Molekulargewicht (1000 g/Mol), der PEG(T/S)-Gewichtsprozentanteil (60) und der PB(T/S)-Gewichtsprozentanteil (40) konstant gehalten wurden. Das PEGT/PBT-Copolymer 1000PEGT65PBT35 wurde als eine Referenz verwendet und Lysozym wurde als ein Modellprotein für diese Freisetzungsuntersuchung gewählt.
Es war notwendig, für die Freisetzungskurven eine Korrektur durchzuführen, da einige der Folien eine scheinbare Freisetzung von höher als 100 % aufwiesen. Die Korrektur wurde unter Berücksichtigung der höchsten erhaltenen Freisetzung als 100 % durchgeführt. Dies könnte aufgrund der Schwierigkeit, das gesamte Freisetzungsmedium zu entfernen, wenn der Puffer erneuert wird, sein. Abdampfen von Wasser und Kondensation am Deckel können auch die Konzentrationen beeinflussen.
Graphen 1A und B: Kumulierte Freisetzung (%) von Lysozym aus 1000PEG(T/S)60PB(T/S)40, als der Prozentanteil von Succinat 10 %, 50 %, 100 % war, und aus der ,Referenz' 1000PEGT65PBT35.
Das Copolymer, welches 100 % Succinat enthielt, zeigte eine sehr schnelle Freisetzung von Lysozym (Graph 1 A): 100 % des Proteins wurden innerhalb 20 Minuten freigesetzt. Als der Succinatprozentsatz nur 50 % war, war die Freisetzung nach 5 Stunden beendet. Zwei Freisetzungsverhalten sind am Gesamtgraphen des Versuchs (Graph 1B) klar sichtbar: im Gegensatz zur schnellen Freisetzung aus Polymeren mit 50 oder 100 % Succinat dauerte die Freisetzung aus Polymeren mit 0 oder 10 % Succinat mehr als 30 Tage an. Für die Zusammensetzungen, welche 50 % und 100 % an Succinat enthielten, findet die schnelle Freisetzung aufgrund des Quellens der Copolymere statt. Je mehr Succinat vorhanden war, desto stärker war das Quellen der Matrix (siehe Beispiel 6) und folglich, desto schneller kann das Protein dadurch passieren. Bei den 0 und 10 %igen Succinatzusammensetzungen ist auch der Abbau der Matrix mit einbezogen, da die Freisetzung mehr Zeit braucht. Darüber hinaus hat der Abbau der 0 und 10 %igen Succinatzusammensetzungen das gleiche Profil, was auch das ähnliche Profil ihrer Freisetzung erklärt. Die Kombination aus Abbau und Diffusion erklärt das Profil nullter Ordnung, welches für die 0 und 10 %igen Succinatzusammensetzungen beobachtet wird. Für stark gequollene Matrizes, in welchen die Diffusion im Vergleich zum Abbau schnell ist, kann keine Wirkung des Polymerabbaus erwartet werden und ein Profil der Freisetzung erster Ordnung wird beobachtet.
Zusammengefasst hängt das Freisetzungsverhalten stark vom Prozentanteil von Succinat in dem Copolymer ab.
Bestimmung des Diffusionskoeffizienten:
Da die Freisetzung gegenüber dem Prozentanteil an Succinat sehr empfindlich ist, ist die Bestimmung des Diffusionskoeffizienten von jedem Copolymer interessant. Der Diffusionskoeffizient drückt das Vermögen des eingeschlossenen Moleküls, durch die Polymermatrix in das Freisetzungsmedium zu diffundieren, aus. Um die Wirkung des Prozentanteils an Succinat in dem Copolymer auf die Freisetzung zu quantifizieren und um den Diffusionskoeffizienten zu berechnen, wurde die Freisetzung als eine Funktion von t (Zeit in Sekunden) aufgezeichnet. Die Diffusionskoeffizienten wurden unter Verwendung der Gleichungen 2 und 3 nach Umformung berechnet.
Gleichungen 2 und 3:
Die Diffusionskoeffizienten, welche für die unterschiedlichen Copolymerzusammensetzungen berechnet wurden, sind in der Tabelle 5 unten gegeben. In Graph 2 ist die Wirkung des Prozentanteils an Succinat auf den Diffusionskoeffizienten gezeigt. Lysozym-beladene Folien aus 1000PEG(T/S)60PB(T/S)40-Zusammensetzung wurden verwendet.
Tabelle 5
Je mehr Succinat in dem Copolymer vorhanden ist, desto höher ist der Diffusionskoeffizient. Dies ist sogar noch stärker in Graph 2 sichtbar. Deshalb, falls 100 % an Succinat in dem Copolymer vorhanden sind, kann das Lysozym relativ leicht durch die Matrix passieren.
Für eine Zusammensetzung eines PEGT/PBT-Copolymers, welches ungefähr den gleichen Quellkoeffizienten aufweist, haben Succinat-Copolymere einen höheren Diffusionskoeffizienten [Bezemer J.M., Protein Release Systems based on Biodegradable Amphiphilic Multiblock copolymers, Thesis University of Twente; 1992, S. 65].
B. Wirkung der PEG-Segmentlänge des Copolymers auf die Freisetzung
Die Versuche wurden mit vier PEG-Copolymeren mit unterschiedlichen Molekulargewichten durchgeführt, aber alle hatten etwa das gleiche T/S-Verhältnis: ungefähr 50/50 Mol/Mol. Drei Proteine mit unterschiedlichen Größen wurden zur Charakterisierung der Freisetzungseigenschaften der Copolymere verwendet:

– Lysozym: 14,5 kD
– Carboanhydrase: 29 kD
– BSA (Rinderserumalbumin): 67 kD.

In Graph 4 ist die Freisetzung von Lysozym gegeben.
Die Freisetzung von Lysozym war vollständig abgelaufen innerhalb von nur 5 Stunden für das 1000PEG(T/S)60PB(T/S)40 (Graph 3) und innerhalb 1 Stunde für das 4000PEG(T/S)60PB(T/S)40. Das 600PEG(T/S)60PB(T/S)40 braucht 10 Tage zur Freisetzung des gesamten eingeschlossenen Lysozyms, wogegen nur 5 % des Proteins in 25 Tagen von dem 300PEG(T/S) freigesetzt werden. Das Lysozym muss in der Matrix des 300PEG(T/S) zurückgehalten werden. Wenn die Freisetzung für die Copolymere, welche PEG-Segmente von 1000 und 4000 g/Mol enthalten, schnell ist, wird die Freisetzung größtenteils durch das Quellen der Matrix anstatt den Abbau davon bestimmt. Das 4000PEG zeigte die schnellste Freisetzung, da es stärker quoll als die anderen Zusammensetzungen (Anhang 1), was im höchsten Diffusionskoeffizienten resultierte.
BSA ist das größte Protein (67 kD), welches für diese Freisetzungsuntersuchung verwendet wurde (Graph 4). Das 1000PEG-Polymer wies eine vollständige Freisetzung in 80 Tagen auf und das 4000PEG in 100 Tagen, wogegen die BSA-Freisetzung aus dem 600PEG-Polymer am Tag 125 noch nicht beendet war.
Die beträchtliche Größe des Proteins induziert eine Verzögerungsphase zu Beginn: es gibt keine anfängliche Diffusion aus der Matrix. Wenn die Freisetzung hauptsächlich durch das Quellen der Matrix bestimmt wird, wird eine steigende Freisetzungsrate mit steigender PEG-Segmentlänge erwartet. Überraschenderweise ist die Freisetzung aus der 1000-Zusammensetzung die schnellste und steht deshalb mit dem Abbauschema in Zusammenhang. Etwa 40 bis 50 Tage ist die Matrix aufgrund von Abbau offener für Proteindiffusion. Darüber hinaus ist die Freisetzung der 4000-Zusammensetzung schneller als die der 600-Zusammensetzung, wogegen die Abbauprofile gleich waren. Dies ist aufgrund einer Kombination von Quell- und Abbauwirkungen.
C. Wirkung der Natur/Größe des Proteins auf die Freisetzung
Die Versuche wurden mit den gleichen 3 PEG-Längen wie vorher (600, 1000 und 4000) und dem gleichen Prozentanteil an Succinat (50 %) durchgeführt. In der gleichen Weise wurden auch Lysozym-, Carboanhydrase- und BSA-Proteine verwendet.
Als ein Beispiel sind die Freisetzungen von BSA, Lysozym und Carboanhydrase aus der 1000PEG(T/S)-Zusammensetzung nachstehend in Graph 5 gegeben.
Zwei Freisetzungsprofile können in Graph 5 beobachtet werden. Kleinere Proteine wie Lysozym oder Carboanhydrase zeigten eine Kurzzeitfreisetzung (innerhalb Stunden/Tagen), stärker aufgrund von Diffusion durch die Matrix. Zuerst, da BSA zu groß ist, gibt es nahezu keine Diffusion. Dann steigt die BSA-Diffusion wegen des Abbaus an. Schließlich nimmt die Freisetzungsrate ab, wenn die Proteingröße steigt.
IV. Schlussfolgerung
Neue Succinat-enthaltende Copolymere wurden für Freisetzungszwecke bewertet, da die Abbaurate von PEGT/PBT-Copolymeren für einige Verwendungen zu langsam war. Es wurde gezeigt, dass die Proteinfreisetzung für Succinat-enthaltende Polymere schneller war als für die aromatischen Poly(etherester). Lysozym wurde aus dem 1000PEG(T/S)60PB(T/S)40 (50 % Succinat) innerhalb 5 Stunden freigesetzt, wogegen es bei der vergleichbaren PEGT/PBT-Zusammensetzung 30 Tage dauerte. Als das PEG-Molekulargewicht anstieg, war die Freisetzung schneller. Auf die gleiche Weise, als der Prozentanteil an Succinat höher war, war die Freisetzung auch schneller. Zwei Freisetzungsprofile wurden beobachtet. Für kleine Proteine (Lysozym, Carboanhydrase) war die Freisetzung durch die gequollene Matrix schnell und eine Freisetzung erster Ordnung wurde erhalten. Für ein größeres Protein (BSA) wurde die Freisetzung mit dem Abbauverhalten des Copolymers korreliert und ein verzögertes Freisetzungsprofil wurde beobachtet.
Beispiel 5: In vivo-Abbau
Poröse Scheiben (d = 16 mm) wurden unter Verwendung eines Lösungsmittelgieß-/Salzauslaugungsverfahrens hergestellt. Gamma-bestrahlte Proben wurden subkutan am Rücken entlang der dorsomedialen Linie von großen Wistar-Ratten implantiert. Proben wurden nach 2, 8 und 15 Wochen explantiert. Eine GPC-Analyse an den Copolymeren wurde nach einer Extraktion aus dem Gewebe unter Verwendung von Chloroform durchgeführt.
Für diese Untersuchung wurden vier Copolymerzusammensetzungen mit einem festen PEG-Mw (1000D) und PEG(T/S)/PB(T/S)-Verhältnis (65/35) und einem variablen Succinat-Substitutionsverhältnis verwendet. In den Ergebnissen bedeutet zum Beispiel 10 % S, dass das Verhältnis von Terephthalat zu Succinat 90/10 ist.
Die Ergebnisse des in vivo-Abbaus (Molekulargewichtsabnahme) sind in Graph 6 dargelegt. Zum Vergleich ist der in vitro-Molekulargewichtsverlust in Graph 7 dargelegt.
Der Abbau in vivo scheint schneller abzulaufen als in vitro. Im Gegensatz zum in vitro-Abbau, baut sich das 10 % substituierte klar schneller ab als das 0 % substituierte Copolymer. Vergleichbare Trends können für die anderen Copolymere beobachtet werden, nur bei einer schnelleren Rate.
Beispiel 6: Quellverhalten
Vier Copolymerzusammensetzungen wurden synthetisiert, wie in Beispiel 1 beschrieben. Das Copolymer hatte ein festes PEG-Mw (1000D) und PEG(T/S)/PB(T/S)-Verhältnis (65/35) und variables Succinat-Substitutionsverhältnis. Eine Substitution von zum Beispiel 10 % zeigt, dass 10 Mol-% der Disäuregruppen aus Succinat bestehen, wobei die restlichen 90 Mol-% Terephthalat sind.
Das Quellen der Folien wird durch Wiegen von ihnen vor und nach einer Inkubation in dem Freisetzungspuffer für drei Tage bestimmt. Die Gleichung, welche zur Berechnung des Volumen-Quell-Gleichgewichtverhältnisses verwendet wird, ist in der Gleichung 1 nachstehend gezeigt:
Gleichung 1: Quellgleichgewichtsverhältnis.
Ergebnisse
Tabelle 6 nachstehend zeigt klar, dass ein Anstieg bei der Substitution der Terephthalgruppen durch Succinatgruppen das Quellverhältnis erhöht.
Tabelle 6

Claims

Medizinische Vorrichtung, umfassend ein statistisches Copolymer, wobei das Copolymer die folgenden Monomereinheiten umfasst:
wobei * eine Verknüpfung zu einer anderen Monomereinheit darstellt; X eine Einheit darstellt, die einen aromatischen Rest enthält; Y eine Alkyleneinheit ist; Z eine Alkylen- oder Alkenyleneinheit darstellt; n eine ganze Zahl im Bereich von 1 bis 250, bevorzugt 8 bis 100, ist; und m eine ganze Zahl im Bereich von 2 bis 16 ist.
Medizinische Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die kombinierte Gewichtsfraktion der Monomereinheiten A und C des Copolymers im Bereich von 0,1 bis 1 liegt.
Medizinische Vorrichtung gemäß Anspruch 1 oder 2, wobei die kombinierte Gewichtsfraktion der Summe der Anzahl der Monomereinheiten C und der Anzahl der Monomereinheiten D des Copolymers 0,01 bis 1, bevorzugt 0,05 bis 0,99, ist.
Medizinische Vorrichtung gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei X in dem Copolymer eine Phenylgruppe ist.
Medizinische Vorrichtung gemäß einem der. vorhergehenden Ansprüche, wobei Y in dem Copolymer aus der Gruppe Ethylen, Propylen, Butylen und Kombinationen davon ausgewählt ist.
Medizinische Vorrichtung gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei Z in dem Copolymer aus der Gruppe Ethenylen, Propylen, Butylene, Hexylen und Octylen ausgewählt ist.
Medizinische Vorrichtung gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Copolymer ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts von 10.000 bis 500.000 g/Mol, bevorzugt 40.000 bis 300.000 g/Mol, aufweist.
Medizinische Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 7, welche ein Gerüst für Tissue-engineering in vitro, eine Matrix für kontrollierte Arzneistofffreisetzung, ein Ersatz für Gewebewiederherstellung, ein Nahtmaterial, eine Knochenschraube, eine Nahtmaterialbefestigung, eine sich verjüngende oder sich nicht verjüngende Nadel oder eine Klammer ist.
Verwendung eines Polymers, umfassend die folgenden Monomereinheiten:
wobei * eine Verknüpfung zu einer anderen Monomereinheit darstellt; X eine Einheit darstellt, die einen aromatischen Rest enthält; Y eine Alkyleneinheit ist; Z eine Alkylen- oder Alkenyleneinheit darstellt; n eine ganze Zahl im Bereich von 1 bis 250, bevorzugt 8 bis 100, ist; und m eine ganze Zahl im Bereich von 2 bis 16 ist, zur Herstellung eines Medikaments für Gewebewiederherstellung oder kontrollierte Arzneistofffreisetzung.