DE69132138T2

DE69132138T2 - Polyanhydride aus oligomerisierten ungesättigten aliphatischen säuren

Info

Publication number: DE69132138T2
Application number: DE69132138T
Authority: DE
Inventors: J. Domb
Original assignee: Massachusetts Institute of Technology
Current assignee: Massachusetts Institute of Technology
Priority date: 1990-01-19
Filing date: 1991-01-07
Publication date: 2000-09-21
Anticipated expiration: 2011-01-08
Also published as: ATE192174T1; EP0511292A1; US5171812A; AU7225791A; WO1991010696A1; KR920703685A; AU637883B2; DE69132138D1; NZ236807A; JP3126141B2; EP0511292B1; JPH05505632A; IE910100A1; ZA91381B

Description

Diese Erfindung liegt auf dem Gebiet von Polymeren zur gesteuerten Abgabe von Substanzen und betrifft insbesondere ein aus oligomerisierten ungesättigten aliphatischen Säuren hergestelltes Polyanhydrid.
Auf dem Gebiet biologisch abbaubarer und eine gesteuerte Freigabe ermöglichender Systeme für biologisch aktive Verbindungen werden in großem Umfang Forschungen durchgeführt. Biologisch abbaubare, biologisch verträglich Matrices zur Arzneimittelabgabe sind deshalb von Nutzen, da sie die Notwendigkeit einer Beseitigung geleerter Arzneimittelbehälter vermeiden.
Die zweckmäßigste polymere Matrix für eine Arzneimittelabgabe ist eine solche, die hydrophob, stabil, fest, flexibel und in organischer Lösung löslich ist, einen niedrigen Schmelzpunkt aufweist und sich über die Zeit hinweg linear abbaut. Das Polymer muß hydrophob sein, damit es ausreichend lange unversehrt bleibt, wenn es zur Herbeiführung einer gesteuerten Freigabe in eine wäßrige Umgebung, z. B. den Körper, eingebracht wird. Das Polymer muß weiterhin über längere Zeit hinweg vor Gebrauch lagerungsstabil sein. Schließlich muß das Polymer zwar fest, jedoch auch flexibel genug sein, daß es während des Gebrauchs nicht krümelt oder bricht.
Vorrichtungen zur kontrollierten Freigabe werden in typischer Weise auf eine von mehreren Arten hergestellt. Bei einem Verfahren wird das Polymer aufgeschmolzen, mit der ab zugebenden Substanz gemischt und danach abgekühlt. Die Schmelzeherstellung erfordert, daß das Polymer einen Schmelzpunkt aufweist, welcher unterhalb der Temperatur liegt, bei der die abzugebende Substanz und das Polymer abgebaut oder reaktionsfähig werden. Andererseits kann die Vorrichtung durch Lösungsmittelguß hergestellt werden. Hierbei wird das Polymer in einem Lösungsmittel gelöst, worauf die abzugebende Substanz in der Lösung gelöst oder dispergiert wird. Nach dem Verdampfen des Lösungsmittels bleibt die Substanz in der polymeren Matrix zurück. Der Lösungsmittelguß erfordert, daß das Polymer in organischen Lösungsmitteln löslich ist.
Für eine gesteuerte Arzneimittelabgabe muß das Polymer durch Oberflächenerosion und nicht durch Masseerosion abgebaut werden. Eine Oberflächenerosion erfolgt, wenn die Geschwindigkeit des hydrolytischen Abbaus auf der Oberfläche der polymeren Struktur größer ist als die Geschwindigkeit des Abbaus im Inneren der polymeren Struktur. Eine Masseerosion erfolgt, wenn das Polymer in das Zentrum der Matrix Wasser aufnimmt, wodurch das Polymer schwammartig mit Löchern oder Kanälen in der Matrix wird. Wenn eine Masseerosion erfolgt, wird das abzugebende Material durch die Kanäle auf rasche, ungesteuerte Weise freigesetzt.
Zur Verwendung als Matrices für eine gesteuerte Arzneimittelfreigabe wurden bereits zahlreiche Polymere, einschließlich von Polyestern, Polyamiden, Polyurethanen, Polyorthoestern, Polyacrylnitrilen und Polyphosphazenen, untersucht. Keines dieser Polymere zeigte die zur Verwendung bei der gesteuerten Freigabe von Substanzen gewünschte Kombination von Eigenschaften.
Zur Verwendung in Vorrichtungen zur gesteuerten Freigabe wurden auch bereits Polyanhydride untersucht (vgl. beispielsweise US-A-4 891 225 von Langer et al.; US-A-4 886 870 von D'Amore et al.; Leong et al. in "J. Med. Biomed. Mater. Res." 19,941 (1985) und Leong et al. in "J. Med. Biomed. Mater. Res." 20,51 (1986)). Eines der ersten im Hinblick auf gesteuerte Freigabeeigenschaften untersuchten Polyanhydride war Poly(bis(p-carboxyphenoxy)methananhydrid) (vgl. Rosen et al., in "Biomaterials" 4, 131 (1983)). Das aromatische Polyanhydrid zeigte in vitro bei 37ºC und 60ºC eine Erosions- und Freigabekinetik nahezu nullter Ordnung (lineare Erosion).
Kurz darauf wurden drei ähnliche Polyanhydride, nämlich Poly-1,3-(bis(p-carbophenoxy)propananhydrid (p-CPP) (ein aromatisches Polyanhydrid), das durch Copolymerisation von CPP mit Sebacinsäure gebildete Polymer (ein Copolymer einer aromatischen Disäure und einer aliphatischen Disäure), und Polyterephthalsäure (ein aromatisches Anhydrid) hergestellt und untersucht (vgl. Leong et al., in "J. Med. Biomed. Mater. Res." 19, 941 (1985)).
Es hat sich gezeigt, daß aromatische Polyanhydride inakzeptabel lange Abbauraten aufweisen. So wurde beispielsweise geschätzt, daß eine aus p-CPP hergestellte Abgabevorrichtung bis zu einem vollständigen Abbau in vivo mehr als drei Jahre benötigt. Weiterhin hat es sich gezeigt, daß Anhydridhomopolymere aromatischer oder linearer aliphatischer Dicarbonsäuren in hohem Maße kristallin sind und schlechte Filmbildungseigenschaften aufweisen. Aromatische Polyanhydride besitzen darüber hinaus hohe Schmelzpunkte und eine geringe Löslichkeit in organischen Lösungsmitteln.
Wie aus der US-A-4 757 128 von Domb und Langer hervorgeht, sind hochmolekulare Copolymere aliphatischer Dicarbonsäuren mit aromatischen Disäuren weniger kristallin als aromatische oder lineare aliphatische Polyanhydride und bilden darüber hinaus flexible Filme.
Die Abbauraten werden auch durch Copolymerisieren einer aromatischen Dicarbonsäure mit einer aliphatischen Disäure erhöht; es kommt jedoch zu einer Masseerosion, da aliphatische Anhydridbindungen enthaltende Polymerbereiche rascher erodieren als aromatische Anhydridbindungen. Dadurch bleiben in der Matrix Kanäle zurück, durch welche die abzugebende Substanz in unkontrollierter Weise freigegeben wird. So werden beispielsweise bei dem p-CPP/Sebacinsäure-Copolymer die aliphatischen Anhydridbindungen gespalten, wobei das gesamte Arzneimittel in 10 Tagen freigegeben wird. Die aromatischen Bereiche blieben dagegen über 5 Monate hinweg intakt.
Weiterhin besitzen die Copolymere schlechtere mechanische Eigenschaften, d. h. bei Feuchtigkeitseinwirkung verspröden sie und werden krümelig.
Aus linearen aliphatischen Disäuren hergestellte Polymere sind hydrophile Feststoffe, die durch Masseerosion abgebaut werden. Dies führt 2u einer raschen Freigabe des Arzneimittels aus der polymeren Matrix. Die Hydrophobizität wird durch Copolymerisieren der linearen aliphatischen Disäuren mit aromatischen Disäuren erhöht, dieser Versuch führt jedoch zu einer Erhöhung der Schmelztemperatur des Polymers und einer Verschlechterung der Löslichkeit in einem organischen Lösungsmittel. Weiterhin verbessert er das Arzneimittelfreigabeprofil nicht, er verlängert vielmehr die Abbau- und Eliminierdauer für das Polymer, und zwar sowohl in vivo als auch in vitro. Da sowohl Homo- als auch Copolymere linearer aliphatischer Disäuren sehr feuchtigkeitsempfindlich sind, erfordern sie extrem wasserfreie und Niedrigtemperaturlagerungsbedingungen.
Es wurden verschiedene Versuche unternommen, die gesteuerten Freigabeeigenschaften von Polyanhydriden durch Ändern des Syntheseverfahrens oder des Molekulargewichts zu verbessern, Beispielsweise werden in der US-A-4 857 311 von Domb und Langer Polyanhydride mit gleichförmiger Verteilung alipha tischer und aromatischer Reste in der Kette, die durch Polymerisieren einer Dicarbonsäure mit einem aromatischen Ende und einem aliphatischen Ende hergestellt werden, beschrieben. Die US-A-4 888 176 von Langer et al. beschreibt die Herstellung von hochmolekularen Polyanhydridvorrichtungen zur gesteuerten Freigabe. Die US-A-4 789 724 von Domb und Langer beschreibt die Herstellung sehr reiner Anhydridcopolymere aromatischer und aliphatischer Disäuren.
Es bleibt ein erheblicher Bedarf nach einem Polymer mit den gewünschten Eigenschaften Hydrophobizität, Stabilität, Festigkeit, Flexibilität, Löslichkeit in organischen Lösungsmitteln, niedriger Schmelzpunkt und geeignetes Abbauprofil zur Verwendung als Matrix für eine Vorrichtung zur gesteuerten Freigabe.
Folglich besteht eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, ein biologisch abbaubares Polymer bereitzustellen, das in hohem Maße hydrophob ist und durch Oberflächenerosion zur Freisetzung einer eingearbeiteten Substanz auf gesteuerte Art und Weise abgebaut wird.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht in der Bereitstellung eines Polymers, welches thermodynamisch und hydrolytisch stabil ist und (nur) milde Lagerungsbedingungen erfordert.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, einen festen und flexiblen Polymerfilm bereitzustellen, der in vivo zu einem weichen und schrittweise aus dem Körper eliminierbaren Material abgebaut wird.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht in der Bereitstellung einer Vorrichtung zur gesteuerten Freigabe mit der Eignung zur intraperitonealen Implantation.

Zusammenfassung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft ein durch Polymerisieren eines oder mehrerer der später angegebenen Monomere erhaltenes Polyanhydrid.
Bei den Monomeren handelt es sich um Dimere und Trimere der im folgenden aufgeführten natürlich vorkommenden ungesättigten Fettsäuren. Natürlich vorkommende und synthetische ungesättigte Säuren können zur Bildung eines gemischten, zu polymerisierenden Oligomers ebenfalls gekoppelt werden. Bei dem oligomerisierten Monomer handelt es sich in typischer Weise um eine hydrophobe Flüssigkeit.
Aus diesen Polymeren hergestellte Filme sind in hohem Maße flexibel (sie können bei Raumtemperatur ohne zu brechen um 180º gebogen werden) und fest (zwischen 1-20 megaPascal), trotzdem können sie zu einem weichen Film, der schrittweise ohne Bildung schädlicher scharfer Flocken oder Krümel nach und nach verschwindet, abgebaut werden. Die Polymere sind in organischen Lösungsmitteln löslich und besitzen Schmelzpunkte im Bereich von 25-65ºC. Die Polymere erfahren einen Abbau ohne signifikante Masseerosion innerhalb eines Zeitraums von Tagen. Die Polymere geben die eingearbeitete Substanz mit einer Geschwindigkeit entsprechend ihrer Abbaugeschwindigkeit frei (Freigabe nullter Ordnung).

Kurze Beschreibung der Figuren

Fig. 1 ist eine graphische Darstellung zum Vergleich der prozentualen Freigabe von Methotrexat (MTS) aus Poly(FAD-SA) (6 : 4, Gewicht/Gewicht) über die Zeit (h) in einem Phosphatpuffer bei einem pH-Wert von 7,4 und 37ºC;
Fig. 2 ist eine graphische Darstellung zum Vergleich der prozentualen Freigabe von Methotrexat aus Poly(FAT-SA) (6 : 4, Gewicht/Gewicht) über die Zeit (h) in einem Phosphatpuffer bei einem pH-Wert von 7,4 und 37ºC;
Fig. 3 ist eine graphische Darstellung zum Vergleich der prozentualen Freigabe von Gentamicin aus Poly(FAD-SA) (6 : 4, Gewicht/Gewicht) über die Zeit (h) in einem Phosphatpuffer bei einem pH-Wert von 7,4 und 37ºC.

Detaillierte Beschreibung der Erfindung

Die beschriebene Erfindung betrifft ein Polyanhydrid mit der Eignung zur Verwendung als Matrixmaterial bei Vorrichtungen zur gesteuerten Freigabe. Das Polyanhydrid wird aus den Dimeren und Trimeren der natürlich vorkommenden ungesättigten Fettsäuren, Öl-, Eruca-, Laurolein-, Myristolein-, Gadolein-, Ricinol-, Palmitolein-, Linolein-, Linolen- und Arachidonsäuren hergestellt. Diese Fettsäurederivate dürften über die normalen Stoffwechselweg für Fettsäuren ohne weiteres aus dem Körper eliminiert werden.
Aus nicht natürlich vorkommenden Carbonsäuren, wie Acryl-, Methacryl-, Fumar-, Croton-, Vinylessig-(3-Buten-), Isocroton-, Allylessig-(4-Penten-), Hexen- und Undecylensäuren können ebenfalls Di- oder Trisäuren synthetisiert werden. Natürlich vorkommende und synthetische ungesättigte Säuren können zur Bildung eines gemischten Oligomers gekoppelt werden. Die oligomerisierten Monomere sind in typischer Weise hydrophobe Flüssigkeiten.
Dimere und Trimere von Ölsäure sind im Handel erhältlich. Unichema Chemicals., Inc. (Chicago, Illinois) vertreibt das Dimer als Pripol 1009 (99% Disäuren; Molekulargewicht 556). Die Firma vertreibt das Trimer als Pripol 1025 (mit 25 Gew.- % Trimer und 75% Dimer) und Pripol 1040 (78% Trimer und 22% Dimer). Henkel Corporation (LaGrange, Illinois) vertreibt die folgenden oligomerisierten Ölsäuremonomere: Versadyme 213 (50-70% Trimer, 25-40% Dimer); Versadyme 288, 58 und 52 (97% Dimer); Versadyme 204 (83% Dimer, 17% Monomer) und Versadyme 216 und 228 (88% Dimer).
Oligomerisierte ungesättigte Carbonsäuremonomere lassen sich auch nach dem Fachmann bekannten Verfahren aus den entsprechenden ungesättigten Säuren synthetisieren (vgl. beispielsweise "Advanced Organic Chemistry", Hrsg. J. March, 3. Auflage, Verlag John Wiley & Sons, New York, New York 1985).
Oligomerisierte ungesättigte aliphatische Säuren können nach einschlägigen bekannten Verfahren, einschließlich einer Schmelzepolykondensation und einer Lösungsmittelpolymerisation, polymerisiert werden. Bei dem von Domb et al. in "J. Poly. Sci." 25, 3373 (1987) beschriebenen Schmelzepolykondensationsverfahren wird durch Erwärmen der Disäure mit Essigsäureanhydrid zur Bildung eines Diacetyldianhydrids ein Präpolymer hergestellt. Das Präpolymer wird danach blank unter Vakuum zur Bildung des Polymers erwärmt. Nach diesem Verfahren können auch Mischungen von Diacetylanhydriden polymerisiert werden.
Die Lösungsmittelpolymerisation wird in der am 9. November 1988 von Domb et al. eingereichten US-Patentanmeldung Nr. 07/269 448 mit dem Titel "One Step Polymerization of Polyanhydrides" (im Juni 1990 als US-A-4 933 431 ausgegeben) beschrieben. Die Lösungsmittelpolymerisation besteht in der Kopplung von Disäuren mit Phosgen in einem organischen Lösungsmittel. Zur Entfernung des HCl aus der Lösung wird Poly(4-vinylpyridin) zugegeben. So wird beispielsweise Diphosgen (0,5 Äquivalente) in eine gerührte Mischung von Disäure (1,0 Äquivalente) und von Poly(4-vinylpyridin) (2,5 Äquivalente) in 20 ml Chloroform eintropfen gelassen. Die Lösung wird 3 h bei 25ºC gerührt. Das unlösliche PVP·HCl wird abfiltriert. Danach wird das Lösungsmittel entfernt. Nach Isolieren des Niederschlags und Waschen desselben mit Ethylether wird dieser 24 h bei 25ºC in einem Vakuumofen getrocknet.
Die physikalischen Eigenschaften des Polyanhydrids werden oftmals durch Copolymerisieren der dimeren oder trimeren Säure mit einer weiteren Dicarbonsäure, beispielsweise Sebacinsäure (SA), Isophthalsäure (ISO), Adipinsäure (AA), 1,10-Dodecansäure (DD) oder 1,3-Bis(p-carboxyphenoxypropan) (CPP) verbessert.
In der hierin geschilderten Weise hergestellte biologisch abbaubare, biologisch verträgliche Polyanhydridfilme können nach dem Verfahren von Linsky et al., in "J. Reprod. Med." 32, 17 (1987) als physikalische Sperre zur Haftungsverhinderung oder zur gezielten Freisetzung von Arzneimitteln auf spezielle Organoberflächen benutzt werden. Beispiele sind Filme mit Heparin zur Verhinderung einer Blutgerinnung und Dexamethason oder Cyclosporin freisetzende Filme zur Verhinderung einer Abstoßung von Organtransplantaten. Biologisch abbaubare Filme eignen sich auch zur geführten Geweberegeneration bei periodontalen Erkrankungen nach dem von Nyman et al. in "J. Clin. Perio." 9, 290 (1982); Nyman et al. in "J. Clin. Perio." 13, 604 (1986); Nyman et al. in "J. Clin. Perio." 14, 618 (1987) und Nyman et al. in "J. Clin. Perio." 15, 288 (1988) beschriebenen Verfahren oder als Schläuche für eine geführte Nervenregeneration nach dem Verfahren gemäß der US-A-4 870 966 von L. Dellon und S. E. Mackinnon.
Weitere medizinische Applikationsmöglichkeiten für die hierin beschriebenen Polyanhydridfilme sind Überzüge für implantierbare Vorrichtungen, beispielsweise Stents, Katheter, künstliche Gefäßtransplantate und Herzschrittmacher. Der Überzug kann Antibiotika, entzündungshemmende Mittel oder Antigerinnungsmittel zur Freisetzung mit vorgegebener Geschwindigkeit zur Verminderung von durch die implantierten Vorrichtungen hervorgerufenen Komplikationen enthalten. Aus diesen Polyanhydriden hergestellte Vorrichtungen zur gesteuerten Freigabe können auch als Okulareinlage zur Freigabe von Arzneimitteln an das Auge über längere Zeit hinweg verwendet werden.
Die erfindungsgemäßen Polyanhydride werden in den folgenden, nicht beschränkenden Arbeitsbeispielen unter Verwendung von Dimeren und Trimeren der Ölsäure, einer natürlich vorkommenden Fettsäure, zum besseren Verständnis detailliert beschrieben.
Ölsäuredimer (im folgenden als "FAD" bezeichnet) und -trimer (im folgenden als "FAT" bezeichnet) wurden von Unichema Chemicals, Inc. (Pripol 1009 bzw. Pripol 1025) bezogen. Beide sind bei Raumtemperatur flüssig.
Die Infrarotspektroskopie erfolgte auf einem Perkin-Elmer- 1310-Spektralphotometer (Perkin-Elmer, CT.). Polymerproben bestanden aus auf NaCl-Platten aus einer Lösung des Polymers in Chloroform gegossenen Filmen. Die Säuren und Präpolymerproben wurden entweder zu KBr-Pellets verpreßt oder in Nujol auf NaCl-Platten dispergiert. Zur Bestimmung der Einfriertemperatur (Tg), der Schmelztemperatur (Tm) und der Schmelzwärme der Polymere wurde ein mit Indium kalibriertes Differentialabtastkalorimeter Perkin Elmer DSC7 benutzt. Die Standarderwärmungsgeschwindigkeit für sämtliche Polymere betrug 10ºC/min unter Stickstoffatmosphäre. Die Zersetzungstemperaturen wurden auf einem Dupont-951-Thermogravimetrieanalysegerät (TGA) bei einer Erwärmungsgeschwindigkeit von 20ºC/min unter Stickstoffatmosphäre bestimmt. Die Molekulargewichte der Polymere wurden auf einem Waters-GPC-System (Waters, MA) aus einer Waters-510-Pumpe und einem programmierbaren Mehrfachwellenlängendetektor von Waters bei einer Wellenlänge von 254 nm bestimmt. Die Proben wurden durch zwei in Reihe geschaltete Styrogel (TM)-Säulen (Waters, Linear und 103 nm Porengrößen) bei einer Fließgeschwindig keit von 1,0 ml/min in Dichlormethan eluiert. Die Molekulargewichte der Polymere wurden relativ zu Polystyrolstandards (Polysciences, P. A., Molekulargewichtsbereich: 400 bis 1.500.000) unter Verwendung von Maxima-840-Computerprogrammen (Waters, M. A.) bestimmt. Die 1H-NMR-Spektren wurden auf einem Varian-250-MHz-Spektralphotometer unter Verwendung von Tetramethylsilan (TMS) enthaltendem deuteriertem Chloroform als Lösungsmittel für die Polymere und Präpolymere erhalten. Die UV-Extinktionen wurden auf einem Lambda-3B-Spektralphotometer (Perkin-Elmer, CT) bestimmt. Abbauuntersuchungen wurden bei 3700 unter Verwendung von aus der Schmelze geformten oder gegossenen Filmprüflingen mit einem Gehalt an einem Arzneimittel in einer 200-ml-Lösung eines Phosphatpuffers eines pH-Werts von 7,40 durchgeführt. Die Freigabe des Arzneimittels an das Medium wurde durch die UV-Absorption oder HPLC (Hochdruckflüssigchromatographie) des Arzneimittels bestimmt.

Beispiel 1 - Herstellung von Präcolymeren von oligomerisierter ölsäure

Die Fettsäure-FAD- und -FAT-Oligomeren wurden durch Extraktion einer Dichlormethanlösung des Oligomers (50% g/v) mit entionisiertem Wasser getrennt gereinigt. Die gereinigten Monomere wurden dann getrennt 1 h lang in Essigsäureanhydrid (100 g in 500 ml) auf Rückflußtemperatur erwärmt und schließlich zur Trockene eingedampft.
Die Infrarotspektren für beide Präpolymere enthielten die folgenden Extinktionen: (cm&supmin;¹, gegossener Film) 1800, 1740 (scharf). Die Proton-NMR für die Präpolymere enthielt die folgenden chemischen Verschiebungen: 0,9 (m, 6H), 1,3 (s, 52H), 1,7 (m, 2H), 2, 2 (S. 4H), 2,4 (m, 4H).
Präpolymere von Sebacinsäure, Isophthalsäure, Adipinsäure, 1,10-Dodecansäure und 1,3-Bis(p-carboxyphenoxypropan) wurden entsprechend A. Domb und R. Langer in "J. Polym. Sci." 25, 3373 (1987) hergestellt.

Beispiel 2 - Polymerisation der Präpolymere

Polymere aus wechselnden Kombinationen von Oligomeren und aliphatischen Disäuren wurden durch Schmelzepolykondensation von Diacetyldianhydridpräpolymeren oder durch Lösungsmittelpolymerisation der Disäuren synthetisiert.
Der Schmelzpunkt, das Molekulargewicht und das Aussehen der durch Schmelzepolykondensation hergestellten Polyanhydride sind der Tabelle 1 zu entnehmen. Der Schmelzpunkt, das Molekulargewicht und das Aussehen der durch Lösungsmittelpolymerisation hergestellten Polyanhydride sind der Tabelle 2 zu entnehmen. Das Verhältnis der Monomere ist auf Gewicht/Gewicht-Basis berechnet. In den Tabellen werden folgende Abkürzungen benutzt: SA = Sebacinsäure; CPP = 1,3- Bis(p-carboxyphenoxy)propan; DD = 1,10-Dodecansäure und ISO = Isophthalsäure.
Nach diesem Verfahren hergestellte Polyanhydride besitzen niedrige Schmelztemperaturen im Bereich von 25-65ºC und eine hohe Löslichkeit in Chloroform, Dichlormethan, Tetrahydrofuran, Ethylacetat und Methylethylketon. Diese Eigenschaften ermöglichen eine einfache Verarbeitung des Polymers zu Vorrichtungen für eine gesteuerte Abgabe. Hochmolekulare Polymere im Bereich von 18.300 bis 243.100 wurden durch Schmelzepolymerisation erhalten.
Sämtliche Polymere zeigten die typischen IR-Extinktionen für aliphatische Polyanhydride (2910, 2860, 1810 und 1750 cm&supmin;¹). Copolymere mit einer aromatischen Einheit oder Fumarsäure besaßen einen zusätzlichen scharfen Peak bei 1600 cm&supmin;¹. Die H-NMR-Spektren der Polymere stimmten mit ihren polymeren Strukturen überein.
Keines der hergestellten Polyanhydride besaß eine Einfriertemperatur (TG) im Temperaturbereich von -50 bis +50ºC. Darüber hinaus besaßen sämtliche eine niedrige Schmelzwärme (< 5 Joule/g), was für eine geringe Kristallinität (< 5%) spricht. P(FAD-SA) (50 : 50) und P(FAD-DD) (50 : 50) zersetzten sich bei 292ºC bzw. 296ºC. Tabelle 1: Analyse von durch Schmelzekondensation hergestellten Polyanhvdriden
a. Schmelztemperatur über 200ºC
FA = Fumarsäure Tabelle 2: Analyse von durch Lösungskondensationa hergestellten Polyanhvdriden
a. Die Polymere wurden in die Dichlormethanlösung unter Verwendung von Phosgen als Kopplungsmittel und Pyridin als Säureakzeptor synthetisiert. ·

Beispiel 3 - Herstellung von Polyanhydridfilmen

Polyanhydridfilme wurden durch Schmelze- oder Lösungsmittelguß nach folgenden Verfahren hergestellt:
Lösungsmittelguß: 1 g der Polyanhydride wurde in 5 ml Dichlormethan gelöst, worauf die Lösung auf Teflon (TM)- beschichtete Petrischalen gegossen wurde. Wenn in den Film ein Arzneimittel eingearbeitet wurde, wurde das pulverförmige Arzneimittel vor dem Guß in der Polymerlösung gelöst oder dispergiert. Beim Verdampfen des Lösungsmittels wurden aus den meisten der in Tabelle 1 aufgeführten Polymermassen transparente feste Filme erhalten.
Schmelzguß: 200 mg Polymer wurden zwischen zwei auf den Schmelzpunkt des zu verpressenden Polymers erwärmten Heizplatten verpreßt. Teilweise vernetzte Polymere auf der Basis trimärer Fettsäuren, die aus Pripol 1025 hergestellt worden waren, (Beispiel 2, Polymere 12-19) bildeten nach der Schmelzetechnik flexible und feste Filme.
In der geschilderten Weise hergestellte Polyanhydridfilme eignen sich als Laminate für abbaubare oder nicht abbaubare Gewebe. Zu diesem Zweck eignen sich besonders gut FAD-SA-Copolymere. Als Beispiel wurde Poly(FAD-SA) (50 : 50) durch Lösungsmittelguß oder Schmelzekompression auf eine biologisch abbaubare oxidierte Cellulose (Surgicell TM) (0,5 g auf 2 g Gewebe) aufkaschiert, um eine feste, nichtporöse Lage zu bilden. Die Lage eignet sich als abbaubare physikalische Sperre zur Haftungsverhinderung.

Beispiel 4 - Freisetzung von Methotrexat (MTX) aus Polyanhydriden

Methotrexat (MTX; 100 mg) wurde gleichmäßig in einer erschmolzenen Probe von Poly(FAD-SA) (6 : 4 Gewicht/Gewicht) (0,9 g) bzw. in einer erschmolzenen Probe von Poly(FAT-SA) (6 : 4 Gewicht/Gewicht) (0,9 g) dispergiert. Die Proben wurden zu zähen gelben Platten (6 · 10 · 1 mm, etwa 200 mg) vergossen. Die in-vitro-Freigabe von Methotrexat aus dem Polyanhydrid wurde in einem Phosphatpuffer (pH-Wert: 7,4) bei 37ºC mittels HPLC-Analyse (C18-Säule, mobile Phase: Ammoniumpersulfat, pH-Wert: 3,5, 1 ml/min) bestimmt. Die Freigabegeschwindigkeit von MTX aus Poly(FAD-SA) (6 : 4) und Poly(FAT-SA) (6 : 4) sowie die Abbaurate der Polymere sind in Fig. 1 bzw. 2 dargestellt.
Wie gezeigt, wird MTX aus den Polymeren mit einer linearen Geschwindigkeit, die in etwa den Abbauraten der Polymere entspricht, freigegeben. Über 80% des Arzneimittels wurden aus Poly(FAD-SA) (6 : 4) in 250 h und über 95% des Arzneimittels wurden aus Poly(FAT-SA) (6 : 4) während derselben Zeitdauer freigegeben.

Beispiel 5 - Freigabe von Gentamicin aus Polyanhydriden

Gentamicinsulfat (200 mg) wurde gleichmäßig in einer erschmolzenen Probe von Poly(FADSA) (1 : 1) (1,8 g) verteilt. Die Probe wurde zu zähen, jedoch flexiblen weißlichen Stäben (3 · 25 mm) vergossen. Die Stäbe wurden zu 200-mg-Prüflingen zurechtgeschnitten. Die in-vitro-Freigabe von Gentamicin wurde in Phosphatpuffer bei einem pH-Wert von 7,4 und 370C mittels eines Radioimmuntests (RIA) bestimmt. Die Abbaurate des Polymers wurde aus dem Gewichtsverlust des Prüflings ermittelt. Die Freigabegeschwindigkeit von Gentamicin aus Poly(FAD-SA) (1 : 1) sowie die Abbaurate der Polymere ist in Fig. 3 dargestellt.
Wie gezeigt, wurde Gentamicin durchwegs aus dem Polyanhydrid über einen Zeitraum von etwa 10 Tagen freigegeben. Nach 15 Tagen war das Polymer vollständig abgebaut, wobei das wasserunlösliche FAD als halbflüssige Masse zurückblieb.
Um herauszufinden, ob das Polymer vornehmlich von der Oberfläche aus erodiert, wurden zu verschiedenen Zeitintervallen Polymerproben aus der gentamicinhaltigen Platte entfernt und zur Betrachtung mittig geschnitten. Es zeigte sich, daß die Proben einen festen Kern mit Anhydridbindungen, der im Laufe der Zeit kleiner wurde, enthielten. Zurück blieb ein weicher Schiefer der FAD-Abbauprodukte (bestimmt durch IR- und H- NMR-Spektroskopie) als Anzeichen einer Oberflächenerosion.

Beispiel 6 - Freigabe von Cisplatin und Carboplatin aus Polymeren

Poly(FAD-SA)-(50 : 50)-Proben mit dem Antikrebsmittel Cisplatin bzw. Carboplatin (3 mg in einer 30-mg-Rundtablette (3 · 3 mm) wurden durch Schmelzguß hergestellt. Die in-vitro- Freigabegeschwindigkeiten wurden entsprechend Beispiel 5 bestimmt. Die Freigabe des Arzneimittels wurde durch Atomab sorptionsspektroskopie überwacht. Die Arzneimittel wurden mit linearer Geschwindigkeit in etwa entsprechend den Abbauraten der Polymere über einen Zeitraum von 14 Tagen freigegeben.

Beispiel 7 - Filme mit Heparin

Durch Einmischen von Heparinpulver (121 Einheiten/mg, Teilchengröße unter 65 um) in erschmolzenes Polymer (300 mg, Poly(FAD:SA) (1 : 1) Gewicht/Gewicht) und anschließendes Verpressen des Gemischs im Schmelzezustand zur Bildung von Filmen (0,1 mm Dicke, 12 cm² Breite) wurden heparinhaltige Filme mit 2, 5, 10 bzw. 15 Einheiten pro mg Film hergestellt. Die mechanischen Eigenschaften des Films, d. h. die Flexibilität und Festigkeit, wurden durch das Einarbeiten des Arzneimittels nicht beeinflußt.
Die Freigabe von Heparin aus diesen Filmen wurde in vitro durch Eintauchen einer Filmprobe in 0,1 M Phosphatpuffer eines pH-Werts von 7,4 bestimmt. Die Menge an in den Puffer freigegebenem Heparin wurde durch Erhöhung der Blutgerinnungshemmung bestimmt. 30% des Heparins wurden aus Filmen mit 5 Einheiten/mg innerhalb von 1 h freigegeben. 55% wurden in 6 h freigegeben. 78% wurden in 18 h freigegeben. 85% wurden in 24 h freigegeben. 100% wurden in 48 h freigegeben. Nach 48 h war in dem Polymer kein Arzneimittel mehr vorhanden.
Die Freigabegeschwindigkeit des Heparins aus den Filmen läßt sich durch Komprimieren heparinbeladener Filme zwischen zwei arzneimittelfreien Filmen oder durch Variieren der Arzneimittelkonzentration oder Dicke des Films manipulieren. Unter Anwendung dieser Verfahren wurden Filme hergestellt, die Heparin über einen Zeitraum von 4 Tagen freigeben.
Um eine Arzneimittelfreigabe von lediglich einer Seite des Films zu gewährleisten, wurde der arzneimittelbeladene Film einseitig mit einem arzneimittelfreien Film verpreßt. Diese Filme eigneten sich in vivo zur Verhinderung eines Haftenbleibens und einer Blutgerinnung.

Beispiel 8 - Hydrolytische Stabilität von Polyan ydridfilmen

Die hydrolytische Stabilität der Polyanhydridfilme (Dicke: 0,1 mm) wurden durch Lagern der Polymere bei 25ºC unter einer relativen Luftfeuchtigkeit von 70% und Überwachen der Änderungen der Filmeigenschaften über die Zeit getestet. Die Ergebnisse sind in Tabelle 3 zusammengestellt.
Polyanhydride von Fettsäureoligomeren (Filme 5-11) sind nach ihrer Herstellung flexibel und fest und bleiben auch nach fünftägiger Lagerung bei Raumtemperatur unter Lufteinwirkung flexibel und relativ fest. Zu Vergleichszwecken wurden unter ähnlichen Bedingungen Filme aus linearen aliphatischen Homopolymeren und Copolymeren mit aromatischen Disäuren nach 24 h spröde und brüchig.
Aus Fettsäureoligomeren hergestellte Polymere blieben bei der Lagerung in einem Beutel aus einer Aluminiumfolie unter trockenem Argon bei 5ºC mindestens 2 Monate lang stabil. Tabelle 3 Stabilität von Polyanhydridfilmen

Beispiel 9 - Hydrolytischer Abbau von Polyanhydriden in Pufferlösungen

Die hydrolytischen Abbaueigenschaften der in Tabelle 3 aufgeführten Polyanhydride wurden durch Eintauchen der Filme in einen Puffer eines pH-Werts von 7,4 und einer Temperatur von 37ºC und Überwachen der physikalischen Eigenschaften der Polymere über die Zeit hinweg ermittelt.
Aus oligomerisierten Fettsäuren hergestellte Polyanhydride (Filme 6-11) waren nach 5 Tagen im Puffer nicht brüchig. Am Tag 1 waren die Filme ebenso flexibel wie zum Zeitpunkt 0 und relativ fest. Nach zwei Tagen waren die Filme immer noch flexibel und für eine Handhabung fest genug. Nach 5 Tagen wurden die Filme schwach und weich. Beim Mischen mit einer Spatel bildete sich eine weiche, halbfeste Masse.
Im Gegensatz dazu wurden Filme aus linearen aliphatischen Homopolymeren und Copolymeren mit aromatischen Disäuren (Filme 1-5) nach einem Tag weiß und starr und krümelten nach zwei Tagen zu scharfen kleinen Krümeln.

Beispiel 10 - Bioverträglichkeitsuntersuchungen

12 weibliche Sprague-Dawley-Ratten (250-300 g Gewicht, 8-14 Wochen alt) erhielten aus der Schmelze geformte Polymerscheiben von 200 mg (1 mm Dicke; Poly(FAD-SA) (1 : 1), Poly(FAD-SA-CPP) (5 : 4 : 1) und klinisch reines Poly(CPP-SA) (20 : 80)) nach folgendem Verfahren implantiert. Nach der Vorbereitung und Abdecken (mit sterilen Tüchern) der Ratte unter sterilen Bedingungen wurde auf dem Rücken ein 8 cm langer Mittelschnitt gelegt. Unter Verwendung feiner Gewebescheren wurde 6 cm vom Mittelschnitt entfernt eine Taschenfläche geschaffen. Es wurde entweder eine 200 mg schwere Scheibe oder keine Scheibe implantiert, worauf die Wunde unter Benutzung chirurgischer Klammern geschlossen wurde. 7 Tage nach der Implantation wurden die Ratten getötet, worauf die Implantationsstelle untersucht wurde.
In Gruppe 1 (Kontrolltiere) wurden 3/3 Stellen normal ohne Schwellung oder Rötung aufgefunden. In Gruppe 2 (Poly(FAD- SA) (1 : 1)-Scheibe) wurden ebenfalls 3/3 Stellen normal aufgefunden. Der Hauptteil des an der Implantationsstelle zurückgebliebenen Filmmaterials war wachsartig und halbfest. In Gruppe 3 (Poly(FAD-SA-CPP) (5 : 4 : 1)-Scheiben) waren 2/3 Stellen normal, eine Stelle zeigte rote Herde. In Gruppe 4 (Poly(CPP-SA) (20 : 80)-Scheibe) waren 2/3 Stellen normal, eine Stelle zeigte rote Herde.
Beide Copolymere Poly(FAD-SA) (1 : 1) und Poly(FAD-SA-CPP) (5 : 4 : 1) zeigten eine ähnliche oder bessere biologische Verträglichkeit als das biologisch verträgliche Referenzpolymer Poly(CPP-SA) (20 : 80).

Beispiel 11 - Intraperitoneale Implantation der Polyanhydride

In die Bauchhöhle von Ratten wurden entsprechend Beispiel 10 Filme (1 · 1 cm², 0,12 mm) von Poly(FAD-SA) (1 : 1), Poly(FAD- SA-CPP) (5 : 4 : 1) bzw. klinisch reinem Poly(CPP-SA) (20 : 80) als Referenz implantiert. Nach einer bzw. fünf Woche(n) wurden die Tiere getötet und untersucht. Nach einer Woche waren die Referenzfilme (Poly(CPP-SA) (20 : 80)) vollständig zu weißen Krümeln gekrümelt und in der Bauchhöhle verteilt. Im Gegensatz dazu blieben die Filme auf Fettsäurebasis als weiche Materialien, die etwas an der Oberfläche des Organs, auf das sie plaziert worden waren, hafteten, zurück. Die Implantationsstelle war sauber ohne Gewebeansprechen. Dies deutet darauf hin, daß die Polymere in hohem Maße biologisch verträglich sind.
Die nach 5 Wochen getöteten Tiere zeigten keine Entzündung an der Implantationsstelle. Weiterhin war der Hauptteil des Polymers zu diesem Zeitpunkt verschwunden.

Beispiel 12 - Zugfestigkeit der Polymerfilme

Die Zugfestigkeit von durch Lösungsmittelguß oder Verpressen der Schmelze hergestellten Filmen von gemäß Beispiel 2 hergestellten Polymeren (Nr. 2, 7, 8, 12 und 16) wurde mit den in Tabelle 4 zusammengestellten Ergebnisse getestet.
Aus 10% g/v-Lösungen in Dichlormethan wurden bei Raumtemperatur Filme gegossen. Nach dem Trocknen wurden die Filme 12 h unter Vakuum gelagert.
Andererseits wurden Polymerprüflinge (200 mg) unter Verwendung einer Carver-Laborpresse zwischen zwei TeflonTM-beschichteten Heizplatten zu Filmen verpreßt. Die Zugfestigkeitsmessungen erfolgten unter Verwendung eines Instron-Zugfestigkeitstestgeräts Modell 1122 bei Raumtemperatur nach der Standardmethode ASTM D882-83. Es wurden die Zugfestigkeit, der Zugmodul, die Dehnung bei der Streckgrenze und die Zerreißdehnung bestimmt. Die Zugwerte wurden aus dem arithmetischen Mittel von mindestens vier Messungen mit vier getrennten Prüflingen pro Polymerprobe berechnet.
Wie aus Tabelle 4 hervorgeht, sind durch Schmelzepressung hergestellte Filme stärker als durch Lösungsmittelguß hergestellte Filme. Sämtliche Filme waren transparent und sehr flexibel. Der Zusatz eines trifunktionellen Monomers (FAT) verdoppelte nahezu die Zugfestigkeit der Filme. Eine weitere Erhöhung der Zugfestigkeit läßt sich durch Einarbeiten geringer Mengen an einem aromatischen Monomer (CPP) in das Polymer erreichen. Tabelle 4 Mechanische Eigenschaften von Fettsäure-Polyanhydridfilmen
a. Durch Schmelzeverpressen (A) bzw. Lösungsmittelguß (B) hergestellte Filme.

Claims

1. Polyanhydrid, polymerisiert aus Monomeren ausgewählt aus der Gruppe Dimere und Trimere von Öl-, Eruca-, Laurolein-, Myristolein-, Gadolein-, Ricinolein-, Palmitolein-, Linol-, Linolen- und Arachidonsäuren.

2. Polyanhydrid nach Anspruch 1, zusätzlich umfassend Einheiten einer aliphatischen Dicarbonsäure, ausgewählt aus der Gruppe Sebacinsäure, Isophthalsäure, Adipinsäure, 1,10-Dodecansäure oder 1,3-Bis(p-carboxyphenoxy)- propan.

3. Polyanhydrid nach Anspruch 1 oder 2, das in organischen Lösungsmitteln löslich ist.

4. Polyanhydrid nach Anspruch 1 oder 2, das einen Schmelzpunkt unter 65ºC aufweist.

5. Polyanhydrid nach Anspruch 1 oder 2, zusätzlich umfassend eine abzugebende Substanz.

6. Polyanhydrid nach Anspruch 5, wobei die Substanz aus einer biologisch aktiven Verbindung besteht.

7. Polyanhydrid nach Anspruch 6, wobei die Substanz aus der Gruppe Chemotherapeutika, Antibiotika, entzündungshemmende Verbindungen und Antikoagulanzien ausgewählt ist.

8. Polyanhydrid nach Anspruch 1 oder 2 in Form eines Laminats für abbaubare oder nicht abbaubare Gewebe.

9. Polyanhydrid nach Anspruch 1 oder 2 zur Verwendung als Überzug für implantierbare Vorrichtungen.

10. Verfahren zur Bereitstellung eines biologisch verträglichen, biologisch abbaubaren polymeren Materials, umfassend die Polymerisation von Monomeren gemäß der Definition von Anspruch 1.

11. Verfahren nach Anspruch 10, bei welchem zusätzlich eine aliphatische Dicarbonsäure, ausgewählt aus der Gruppe Sebacinsäure, Isophthalsäure, Adipinsäure, 1, 10-Dodecansäure oder 1,3-Bis(p-carboxyphenoxy)propan polymerisiert wird.

12. Verfahren nach Anspruch 10, wobei die Polymerisationsmethode aus einer Schmelzepolykondensation oder Lösungsmittelpolmerisation besteht.

13. Verfahren nach Anspruch 10, bei welchem ferner das Polyanhydrid als Film vergossen wird.

14. Verfahren nach Anspruch 13, bei welchem der Polyanhydridfilm durch Lösungsmittelguß oder Schmelzeguß hergestellt wird.

15. Verfahren nach Anspruch 10, bei welchem zusätzlich eine freizugebende Substanz in das Polyanhydrid eingearbeitet wird.

16. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Substanz aus einer biologisch aktiven Verbindung besteht.

17. Verfahren nach Anspruch 16, wobei die Substanz aus der Gruppe Chemotherapeutika, Antibiotika, entzündungshemmende Verbindungen und Antikoagulanzien ausgewählt ist.

18. Verwendung des Polyanhydrids nach einem der Ansprüche 1 bis 4 als Laminat für abbaubare oder nicht abbaubare Gewebe.

19. Verwendung des Polyanhydrids nach einem der Ansprüche 1 bis 4 bei der Herstellung eines Medikaments zur Verwendung als Sperre zur Haftungsverhinderung.

20. Verwendung des Polyanhydrids nach einem der Ansprüche 6 und 7 bei der Herstellung eines Medikaments zur Verwendung bei der zielgerichteten Freigabe von Arzneimitteln an ein spezielles Organ.

21. Verwendung des Polyanhydrids nach einem der Ansprüche 1 bis 4 bei der Herstellung eines Medikaments zur Verwendung zur geführten Geweberegeneration bei periodontaler Erkrankung.

22. Verwendung des Polyanhydrids nach einem der Ansprüche 1 bis 4 bei der Herstellung eines Medikaments zu Verwendung als Schlauch zur Nervenerzeugung.

23. Verwendung des Polyanhydrids nach einem der Ansprüche 1 bis 4 als Überzug auf implantierbaren Vorrichtungen.

24. Verwendung des Polyanhydrids nach einem der Ansprüche 1 bis 4 bei der Herstellung eines Medikaments zur Implantation in den Körper.