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TECHNISCHES GEBIET DER ERFINDUNG
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Die
Erfindung betrifft die Modifikation von bioabsorbierbaren Polymeren,
um die absorbierbaren Polymere stärker hydrophil zu machen und
funktionelle Anlagerungs- bzw. Haftstellen für die Immobilisierung von bioaktiven
Spezies auf den absorbierbaren Polymersubstraten bereitzustellen.
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TECHNISCHER HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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Implantierbare
Polymermaterialien, die durch den Körper abgebaut und absorbiert
werden können, sind
seit vielen Jahrzehnten in Gebrauch. Diese biologisch abbaubaren
Materialien werden oft als strukturelle Träger eingesetzt, wie z. B. als
Gerüste
zur Führung
von Geweberegeneration, als Nähte,
Klammern und Netze, als Schutzbarrieren während der Wundheilung oder
als Mittel zur kontrollierten Abgabe therapeutischer Substanzen
an einen Empfänger.
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Der
Abbau dieser Polymere in vivo kann durch verschiedene Mechanismen
erfolgen. Zum Beispiel können
die kovalenten Bindungen in einem biologisch abbaubaren Polymer
instabil gegen enzymatische Spaltung oder nichtenzymatische Hydrolyse
sein. Das Produkt der Hydrolyse kann in Wasser löslich oder nicht löslich sein.
Wasserlösliche
Produkte werden oft direkt aus dem Körper ausgeschieden oder nach
dem Durchgang durch einen bestimmten Stoffwechselweg aus dem Körper entfernt.
Für wasserunlösliche Produkte
kann die phagozytotische Aktivität
von Zellen, wie z. B. von Makrophagen und/oder Fremdkörperriesenzellen,
eine bedeutende Rolle beim Abbau und der Beseitigung der Produkte
spielen. Ein solcher phagozytotischer biologischer Abbau erfordert
gewöhnlich
die Aktivierung einer entzündlichen
Reaktion auf das biologisch abbaubare Material durch den Empfänger.
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Wenn
biologisch abbaubare Materialien in einen Empfänger implantiert und als strukturelle
Träger
verwendet werden, erfolgt mit dem Abbau und der Entfernung des Materials
aus dem Körper
des Empfängers
oft ein Einwachsen von Zellen des Empfängers in den durch das Material
eingenommenen Raum. Unter gewissen Umständen können auf diese Weise ziemlich
komplexe, dreidimensionale Gewebestrukturen gezüchtet werden. Ein Beispiel
ist die Regeneration von Knorpelgewebe, die ausgeführt wird,
indem ein abbaubares Fasernetz mit Chondrozyten vorbeimpft und nach
mehrwöchiger
Kultivierung der Zellen in vitro die Konstrukte in einen Empfänger implantiert
werden (siehe zum Beispiel US-Patent Nr. 5041138, erteilt an Vacanti
et al.). Ein weiteres Beispiel ist die Hautregeneration unter Verwendung
von Fibroblasten, mit denen ein abbaubares Polymergerüst beimpft
wird (siehe zum Beispiel US-Patent Nr. 5443950, erteilt an Naughton
et al.).
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Um
eine kontrollierte Freisetzung eines therapeutischen Mittels von
einem biologisch abbaubaren Polymer zu bewirken, wird das therapeutische
Mittel gewöhnlich
dem jeweiligen biologisch abbaubaren Polymer während der Herstellung des Materials
für die
kontrollierte Freisetzung beigemischt. Nach der Implantation des Materials
in einen Empfänger
wird das therapeutische Mittel während
des Abbaus des Polymers durch den Körper des Empfängers von
dem biologisch abbaubaren Polymer freigesetzt (siehe zum Beispiel
US-Patent Nr. 4389330, erteilt an Tice et al.). Die Abbaugeschwindigkeit
eines biologisch abbaubaren Polymers ist von der chemischen Zusammensetzung
des Polymers, der Kristallinität
der Probe, der Porosität
und der Benetzbarkeit abhängig.
Zum Beispiel zersetzen sich hydrophobe biologisch abbaubare Polymere
gewöhnlich
langsamer als hydrophile biologisch abbaubare Polymere.
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Da
die meisten biologisch abbaubaren Materialien, wie zum Beispiel
Poly(α-hydroxyester),
relativ hydrophob sind, kann es wünschenswert sein, die Materialien
zu modifizieren, um ihre Oberflächen
stärker hydrophil
zu machen. Indem die Oberflächen
stärker
hydrophil gemacht werden, kann die Abbaugeschwindigkeit des Polymers
erhöht
werden, die Zellenanlagerung kann verbessert werden, oder Proteinabscheidungsstrukturen
können
so verändert
werden, daß die
Biokompatibilität
oder Zellantwort auf das Polymer verbessert wird.
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Hydrophobe
Oberflächen
sind Niedrigenergieflächen,
die durch Fluide mit niedriger Oberflächenspannung, wie zum Beispiel
niedermolekulare Kohlenwasserstoffe oder Alkohole und die meisten
niedermolekularen organischen Lösungsmittel,
wie zum Beispiel Benzol, Aceton, Toluol und Dioxan usw., leicht
benetzt werden können.
Hydrophile Oberflächen
sind andererseits Hochenergieflächen,
die durch Fluide mit hoher Oberflächenspannung leicht benetzt
werden können.
Beispiele von Fluiden mit hoher Oberflächenspannung schließen beispielsweise
ein, sind aber nicht beschränkt
auf flüssiges
Wasser, wäßrige Salz-
und Proteinlösungen, Dimethylformamid,
Dimethylsulfoxid, Glycerin, Hexamethylphosphortriamid, Formamid
und Ethylenglycol.
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In
Tabelle 1 sind Beispiele von Polymermaterialien in der Reihenfolge
zunehmender Oberflächenspannung
aufgeführt,
wobei repräsentative
Werte der Oberflächenspannung
(dyn/cm) für
jedes Material bei 20°C gemessen
werden (Polymer Handbook, 3. Aufl., J. Brandrup, E.H. Immergut,
Hrsg., John Wiley & Sons,
Inc., S. VI 411–VI
426, 1989). Im allgemeinen liegt die Oberflächenspannung von Polymermaterialien
im Bereich von etwa 10 bis 70 dyn/cm. Viele Polymere haben dazwischenliegende
Oberflächenenergien,
und das Benetzungsverhalten von Fluiden mit hoher Oberflächenspannung
auf diesen Polymeren ist, außer
von der Oberflächenspannung
der Polymeroberfläche,
von Faktoren wie z. B. funktionellen Gruppen, Oberflächenrauhigkeit, Verunreinigung
und Oberflächenbeweglichkeit
abhängig. TABELLE
1
- Quelle: Polymer Handbook, 3. Aufl., J.
Brandrup, E.H. Immergut, Hrsg., John Wiley & Sons, Inc., S. VI 411–VI 426,
1989). Die Werte wurden bei 20°C
bestimmt.
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Ein
Verfahren zum Vergleich der Hydrophobie einer nichtporösen festen
Oberfläche
eines Materials mit der nichtporösen
festen Oberfläche
eines anderen Materials besteht darin, das Material horizontal auszurichten
und ein Tröpfchen
destilliertes Wasser auf die Oberfläche des Materials aufzubringen.
Der Winkel, den der Rand des Wassertröpfchens mit der Oberfläche bildet,
ist der Ausbreitungskontaktwinkel oder einfach der "Kontaktwinkel". Für die meisten
hydrophoben Materialien ist der Kontaktwinkel größer als 90°. Zum Beispiel beträgt der Kontaktwinkel
von Wasser auf Poly(tetrafluorethylen) etwa 120°. Für die meisten hydrophilen Materialien
ist der Kontaktwinkel kleiner als etwa 30°. Zum Beispiel beträgt der Kontaktwinkel
von Wasser auf Poly(hydroxyethylmethacrylat) etwa 15°. Für die Zwecke
der vorliegenden Erfindung werden Feststoffe, die mit einer oder
mehreren Schichten aus hydrophilen Polymeren modifiziert worden
sind, als stärker
hydrophil gemacht angesehen, wenn der Kontaktwinkel um 10° oder mehr
abnimmt. Ein bevorzugtes Ergebnis wäre ein resultierender Kontaktwinkel
von weniger als 30°.
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Für poröse Materialien
besteht ein einfacher Test zum Vergleich der Benetzbarkeit eines
Materials mit einem anderen darin, das Material horizontal anzuordnen
und ein Tröpfchen
destilliertes Wasser auf die Oberfläche des Materials aufzubringen.
Bei den meisten hydrophoben porösen
Materialien bleibt das Wassertröpfchen
auf der Oberfläche.
Bei den meisten hydrophilen porösen
Materialien dringt das Wassertröpfchen
sofort in die Poren der Probe ein. Die Fasern oder Polymerstränge, welche
die Seiten der Poren bilden, wirken als hydrophile Oberflächen, auf
denen sich das Wasser ausbreitet. Die Poren ziehen das Wassertröpfchen durch Kapillarwirkung
an. Für
die Zwecke der vorliegenden Erfindung werden poröse Materialien, die innerhalb
1 Sekunde nach Einwirkung eines Wassertröpfchens benetzt werden, als
hydrophil angesehen. Poröse
Materialien, die nicht spontan benetzt werden, d. h. die mehr als
1 Sekunde zum Benetzen benötigen
oder mechanische Bewegung zum gründlichen
Benetzen erfordern, werden als hydrophob angesehen.
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Bekannt
ist die Behandlung von nicht biologisch abbaubaren Materialien,
wie zum Beispiel Polytetrafluorethylen, mit Tensiden oder anderen
hydrophilen Polymeren, um die Oberflächen dieser Materialien stärker hydrophil
und oft mit flüssigem
Wasser benetzbar zu machen. Eine derartige Oberflächenbehandlung
ist jedoch in Anbetracht der Tatsache, daß das Tensid im Gebrauch leicht
aus dem hydrophoben Material ausgelaugt wird, oft instabil. Eine
stabilere Tensidbeschichtung kann auf hydrophoben Materialien hergestellt
werden, indem die Tensidkomponenten auf dem Material miteinander
vernetzt werden (siehe zum Beispiel US-Patent Nr. 4113912, erteilt
an Okita).
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Eine
stabile Beschichtung aus einem hydrophilen Material auf einem hydrophoben
biologisch abbaubaren Material wäre
jedoch nicht wünschenswert,
da das vernetzte hydrophile Material in einem Empfänger nach
dem Abbau und der Ausscheidung des biologisch abbaubaren Materials,
auf das es ursprünglich
aufgebracht wurde, aus dem Körper
des Empfängers
höchstwahrscheinlich
intakt bleiben würde.
Zum Beispiel ist von Mooney et al. (Mooney, D.J., Park, S., Kaufmann,
P.M., Sano, K., McNamara, K., Vacanti, J.P., Langer, R., "Biodegradable sponges
for hepatocyte transplantation" (Biologisch
abbaubare Schwämme
für Leberzellentransplantation),
J. Biomed. Mat. Res., 29:959–965
(1995)) ein Verfahren beschrieben worden, um biologisch abbaubare
Polymere benetzbarer zu machen. Poröse Schwämme, die aus Poly(L-milchsäure) (PLA)
bestanden, wurden durch Zusatz des Tensids Poly(vinylalkohol) (PVA)
auf die Innenflächen
der porösen PLA-Schwämme stärker hydrophil
gemacht. Der Zusatz von PVA erhöhte
die Benetzbarkeit des Polymerschwamms und führte zu einer vollständigeren
Infiltration und einer extensiveren Beimpfung des Schwamms mit Leberzellen
als bei unbehandelten Schwämmen.
Mooney et al. beschrieben auch die Verwendung von im Handel erhältlichen
PVA-Schwämmen
als Zelltransplantationselementen, aber dieses Verfahren wurde wegen der
nicht abbaubaren Natur des kovalent gebundenen PVA als ungeeignet
verworfen. Verfahren zur reversiblen Vernetzung oder auf andere
Weise vorübergehenden
Stabilisierung der PVA-Beschichtung auf dem PLA-Schwamm wurden nicht
beschrieben.
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Die
Hydrophobie von biologisch abbaubaren Polymeren stellt auch ein
Problem dar, wenn man eine bioaktive Spezies auf der Oberfläche eines
biologisch abbaubaren Materials immobilisieren möchte, statt die bioaktive Spezies
in das biologisch abbaubare Material einzubauen. Bei dem einfachsten
Verfahren wird z. B. eine bioaktive Spezies auf der Oberfläche eines
biologisch abbaubaren Polymers mittels einfacher physikochemischer
Adsorption (Physisorption) immobilisiert. Die Physisorption von
bioaktiven Spezies ist jedoch oft kinetisch und thermodynamisch
instabil, hochgradig reversibel, und wird durch Reaktanten, Produkte
oder Nährstoffe
in der Lösungsphase
kompetitiv verdrängt.
Daher ist die Physisorption von bioaktiven Spezies an biologisch
abbaubaren Materialien gewöhnlich
kein geeignetes Immobilisierungsverfahren.
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Der
Begriff "immobilisieren" und seine Ableitungen,
wie sie hier gebraucht werden, bezeichnen die Anlagerung einer bioaktiven
Spezies direkt an ein biologisch abbaubares Trägerelement oder über mindestens eine
Zwischenkomponente an ein biologisch abbaubares Trägerelement.
Der Begriff "anlagern" und seine Ableitungen
bezeichnen eine Adsorption, wie z. B. Physisorption oder Chemisorption,
Ligand/Rezeptor-Wechselwirkung, kovalente Bindung, Wasserstoffbindung
oder Ionenbindung einer polymeren Substanz oder einer bioaktiven
Spezies an ein biologisch abbaubares Trägerelement.
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"Bioaktive Spezies" sind beispielsweise
Enzyme, organische Katalysatoren, Ribozyme, metallorganische Verbindungen,
Proteine, Glycoproteine, Peptide, Polyaminosäuren, Antikörper, Nucleinsäuren, Steroidmoleküle, Antibiotika,
Antimykotika, Zytokine, Kohlenhydrate, oleophobe Substanzen, Lipide,
Interzellularmatrix und/oder ihre einzelnen Komponenten, Pharmazeutika
und Therapeutika. Zellen, wie z. B. Säugetierzellen, Reptilienzellen,
Amphibienzellen, Vogelzellen, Insektenzellen, Planktonzellen, Zellen
von nicht säugetierartigen
marinen Wirbeltieren und Wirbellosen, Pflanzenzellen, Mikrobenzellen,
Einzeller, gentechnisch veränderte Zellen,
und Organellen, wie z. B. Mitochondrien, sind gleichfalls bioaktive
Spezies. Außerdem
werden nichtzelluläre
biologische Gebilde, wie z. B. Viren, Virinos und Prionen, als bioaktive
Spezies angesehen.
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Bioaktive
Spezies könnten
an ein hydrophobes biologisch abbaubares Polymer durch chemisch
funktionelle Gruppen an den Komponenten des Polymers angelagert
werden. Viele biologisch abbaubare Polymeren weisen jedoch überhaupt
keine oder so wenige freie chemisch funktionelle Gruppen auf, daß daran
keine siginifikanten Mengen von bioaktiven Spezies immobilisiert
werden können.
Zum Beispiel enthalten die biologisch abbaubaren Polymere Polymilchsäure) und
Poly(glycolsäure)
gar keine chemisch funktionellen Gruppen entlang der Kohlenwasserstoffhauptkette
der Materialien, an die bioaktive Spezies kovalent gebunden werden können. Eine
Strategie, die zum Einbau funktioneller Gruppen in Polymilchsäure) vorgeschlagen
wurde, ist die Copolymerisation von Lactid mit einem cyclischen
Monomer von Milchsäure
und der Aminosäure
Lysin, um Poly(milchsäure-co-lysin)
zu erzeugen (siehe US-Patent Nr. 5399665, erteilt an Barrera et
al.). Dieses Copolymer stellt Seitenketten bereit, die in Aminogruppen
(NH2) enden. Diese Aminogruppen können als
Anlagerungsstellen für
die Immobilisierung von bioaktiven Spezies verwendet werden. Da
dieses Verfahren das Polymer chemisch verändert, unterliegen viele Eigenschaften
des Polymers einer Änderung.
Zum Beispiel können
die Abbaurate und die Zugfestigkeit durch die Veränderung
des Polymers beeinflußt
werden. Die Verarbeitung des Polymers kann durch Veränderung
der Kohlenwasserstoffhauptkette des Polymers gleichfalls beeinflußt werden.
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Prisell
et al. haben in US-Patent Nr. 5740829 versucht, Proteine auf der
Oberfläche
eines biologisch abbaubaren Materials zu immobilisieren, indem das
Protein zunächst
auf dem biologisch abbaubaren Material physisorbiert wurde und anschließend die
Proteine auf der Oberfläche
miteinander vernetzt wurden. Bei dem Verfahren wurden Proteine,
wie z. B. morphogenetisches Knochenprotein (BMP) oder der Rezeptor
für den insulinähnlichen
Wachstumsfaktor (IGF-1-Rezeptor), auf biologisch abbaubaren Polymeren
adsorbiert, wie z. B. Poly(glycolsäure) (PGA) oder Poly(milchsäure) (PLA),
und unter Verwendung von Imidocarbonaten, Carbonaten, Oxiranen,
Aziridin, aktivierten Doppelbindungen oder Halogenen an Ort und
Stelle vernetzt. Dieses Verfahren führt jedoch oft zu einer sehr
ineffizienten Immobilisierung. Außerdem weisen die vernetzten
bioaktiven Spezies häufig
eine deutliche Abnahme der Bioaktivität auf. Folglich ist dieses
Verfahren gewöhnlich
für die Immobilisierung
von bioaktiven Spezies auf einem biologisch abbaubaren Trägerelement
ungeeignet.
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Stabile
Immobilisierung von bioaktiven Spezies auf einem hydrophoben Trägerelement,
wie z. B. porösem
Polytetrafluorethylen, wird von Drumheller in der US-Patentanmeldung,
Serien-Nr. 08/660698, eingereicht am 3. Juni 1996, gelehrt. Bei
diesem Verfahren werden unter anderem hydrophobe Oberflächen hydrophil
und mit flüssigem
Wasser benetzbar gemacht, indem ein Tensidmaterial an die hydrophobe
Oberfläche angelagert
und vernetzt wird, wodurch eine erste Schicht darauf ausgebildet
wird. Weitere Schichten aus hydrophilben Polymeren werden an die
erste Schicht angelagert, um die Anzahl der chemisch funktionellen
Gruppen zu vergrößern, die
für die
anschließende
Immobilisierung von bioaktiven Spezies darauf verfügbar sind. Es
wäre nicht
wünschenswert,
eine bioaktive Spezies auf einem implantierbaren biologisch abbaubaren
Material gemäß dem Verfahren
von Drumheller stabil zu immobilisieren, da die bioaktive Spezies
und ihr Immobilisierungsgerüst
sehr häufig
in einem Empfänger
intakt bleiben, nachdem der biologisch abbaubare Träger, auf
dem sie aufgebracht wird, abgebaut und aus dem Körper des Empfängers entfernt
worden ist.
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Brauchbar
wäre ein
normalerweise hydrophobes biologisch abbaubares Material mit Oberflächen, die mit
einem hydrophilen Material, das zunächst auf der Oberfläche des
biologisch abbaubaren Materials stabil ist, aber nach der Implantation
in einem Empfänger
selbst abgebaut wird, stärker
hydrophil gemacht werden. Ein derartiges Material mit darauf immobilisierten
bioaktiven Spezies wäre
gleichfalls brauchbar. Idealerweise wären Konstrukte, die verwendet
werden, um hydrophobe biologisch abbaubare Materialien hydrophil
und für die
Immobilisierung von bioaktiven Spezies darauf zugänglich zu
machen, von transitorischer Natur und würden im Körper eines Empfängers nicht
länger
intakt bleiben als das biologisch abbaubare Material. Es besteht daher
ein Bedarf für
ein biologisch abbaubares Material mit hydrophoben Oberflächen, die
mit hydrophilen polymeren Materialien, die biologisch abbaubar sind
und auf denen bioaktive Spezies leicht immobilisiert werden können, stärker hydrophil
gemacht werden.
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ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Nach
einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein biologisch
abbaubares Material zur Immobilisierung von bioaktiven Spezies darauf
bereitgestellt, wobei das Material aufweist:
ein poröses hydrophobes
biologisch abbaubares Trägerelement;
eine
erste Schicht, die aus mindestens einer Spezies eines Polymertensids
besteht, das an dem Trägerelement
adsorbiert und darauf mit einem Vernetzungsmittel vernetzt wird,
wobei
die vernetzte erste Schicht chemische Bindungen aufweist, die unter
In-vivo-Bedingungen abgebaut werden,
wobei sich das Polymertensid
von dem porösen
hydrophoben biologisch abbaubaren Trägerelement chemisch unterscheidet,
wobei
sich das Vernetzungsmittel von dem Trägerelement und dem Polymertensid
chemisch unterscheidet, und
wobei die erste Schicht chemisch
reaktionsfähige
Gruppen zur Anlagerung mindestens einer bioaktiven Spezies daran
aufweist.
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Nach
einem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren
zur Herstellung eines Materials zur Immobilisierung bioaktiver Spezies
darauf bereitgestellt, wobei das Verfahren aufweist:
Bereitstellen
eines porösen
hydrophoben biologisch abbaubaren Trägerelements;
Adsorbieren
einer ersten Schicht, die aus mindestens einem Polymertensidtyp
besteht, an dem Trägerelement,
wobei das Polymertensid sich von dem Trägerelement chemisch unterscheidet;
und
Vernetzen des Polymertensids mit sich selbst mittels chemischer
Bindungen, die in einem Empfänger
abgebaut werden.
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Die
vorliegende Erfindung ist auf hydrophobe biologisch abbaubare Polymermaterialien
oder Trägerelemente
gerichtet, bei denen zumindest ein Teil mindestens einer Oberfläche durch
Anlagern mindestens einer Schicht eines hydrophilen Polymers stärker hydrophil
gemacht wird. Die erste hydrophile Polymerschicht wird mit einem
biologisch abbaubaren Vernetzungsmittel oder mit einem Vernetzungsschema
von transienter bzw. vorübergehender
und nichtkovalenter Natur vernetzt. Bioaktive Spezies werden an
chemisch funktionellen Gruppen der ersten hydrophilen Polymerschicht
oder an nicht in Reaktion getretenen chemisch funktionellen Gruppen
des bei der Bildung der ersten Schicht verwendeten Vernetzungsmittels
immobilisiert. In einer Ausführungsform
kann die bioaktive Spezies durch abbaubare chemisch funktionelle
Bindungen reversibel immobilisiert werden. Wahlweise können weitere
Schichten von hydrophilen Polymeren an die erste hydrophile Polymerschicht
angelagert und bioaktive Spezies auf mindestens einer der zusätzlichen
Schichten immobilisiert werden. Das Ergebnis ist eine implantierbare
Konstruktion mit immobilisierten bioaktiven Spezies, die Strukturelemente
aufweist, die alle im Körper
eines Empfängers
abgebaut werden.
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Der
biologische Abbau der erfindungsgemäßen Strukturelemente erfolgt
durch enzymatische Spaltung oder nichtenzymatische Hydrolyse der
vernetzenden Verbindungen oder durch Umkehr der nichtkovalenten
Bindungen des Vernetzungsmittels in einen unvernetzten Zustand.
Wahlweise können
auch die Komponenten des hydrophilen Polymers biologisch abbaubar
sein. Vorzugsweise können
die biologischen Abbauprodukte durch normale physiologische Prozesse
ausgeschieden werden, wie z. B. durch Ausscheidung in den Nieren
oder der Lunge oder durch Abbaustoffwechsel in der Leber.
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Bei
der vorliegenden Erfindung wird ein Polymertensid an ein Trägerelement
angelagert, das aus einem biologisch abbaubaren Material besteht.
Das Tensid wird mit einem Vernetzungsmittel vernetzt, das spaltbare
kovalente Bindungen zwischen den Tensidpolymeren bildet, wodurch
eine erste Schicht auf dem Trägerelement
gebildet wird. Alternativ wird das Tensid unter Verwendung von transienten
nichtkovalenten Vernetzungsschemata auf dem Trägerelement vernetzt, um darauf
eine erste Schicht zu bilden. Anschließend an die Vernetzung ist
die erste Schicht zunächst
physikalisch und chemisch stabil. Die erste Schicht macht die hydrophobe
Oberfläche
eines biologisch abbaubaren Trägerelements
stärker
hydrophil. Bioaktive Spezies werden mittels der chemisch funktionellen
Gruppen des Tensidpolymers der ersten Schicht (siehe 1)
oder durch nicht in Reaktion getretene chemisch funktionelle Gruppen
des Vernetzungsmittels (siehe 2) immobilisiert. Unter
In-vivo-Bedingungen werden sowohl die erste Schicht als auch das
biologisch abbaubare Trägerelement abgebaut
und/oder ausgeschieden.
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Wahlweise
können
zusätzliche
Schichten aus hydrophilem Material, das aus mindestens einem hydrophilen
Polymertyp besteht, an die erste Schicht angelagert werden, und
bioaktive Spezies können
auf mindestens einer der Schichten immobilisiert werden. Die hydrophilen
Polymere der zusätzlichen
Schichten können durch
chemisch funktionelle Gruppen des Tensidpolymers oder durch nicht
in Reaktion getretene chemisch funktionelle Gruppen des Vernetzungsmittels
an die erste Schicht angelagert werden. Bioaktive Spezies werden
durch chemisch funktionelle Gruppen an den Polymeren auf mindestens
einer der zusätzlichen
hydrophilen Polymerschichten immobilisiert (Siehe 3).
Außer
als Substrat für
die Immobilisierung einer bioaktiven Spezies zu dienen, können zusätzliche
hydrophile Polymerschichten zur Verstärkung der hydrophilen Eigenschaften
der Konstruktion und/oder als durchlässige Schutzabdeckung für die bioaktiven
Spezies dienen.
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Wie
aus 1 erkennbar, ist eine Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung (10) auf ein biologisch abbaubares Material mit
immobilisierten bioaktiven Spezies gerichtet, das aufweist: ein
biologisch abbaubares Trägerelement
(12); eine erste Schicht (14), die aus mindestens
einer Art eines Polymertensids besteht, das an dem Trägerelement
adsorbiert und mit einem Vernetzungsmittel vernetzt ist, das spaltbare
kovalente Bindungen in der ersten Schicht bildet; und mindestens
einen Typ einer bioaktiven Spezies (16), die an die erste Schicht
angelagert ist. Alternativ kann das Polymertensid durch ein reversibles,
nichtkovalentes Vernetzungsschema vernetzt werden.
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Die
vorliegende Erfindung findet zwar breite Anwendung, eignet sich
aber besonders für
die transiente bzw. vorübergehende
Immobilisierung von insulinabscheidenden Pankreasinselzellen oder
gentechnisch veränderten
insulinabscheidenden Zellen. Die transiente Immobilisierung solcher
Zellen kann nützlich
sein, um die Transplantation oder Implantation der Zellen in einen
Empfänger
als Mittel zur Behandlung oder Verbesserung von Diabetes mellitus
zu erleichtern. Die vorliegende Erfindung eignet sich auch für die transiente
Immobilisierung von Nierenepithel- oder -interstitialzellen zur
Verwendung bei der Therapie von Nierenversagen. Weitere Anwendungen
sind unter anderem die kontrollierte Freisetzung von immobilisierten
bioaktiven Spezies, beispielsweise einschließlich, aber nicht beschränkt auf
gerinnungshemmende Faktoren, wie z. B. Heparin, Heparansulfat, tPA,
Protein S, Urokinase und Protein C usw., auf einen synthetischen
Gefäßersatz,
einer Gefäßprothese
oder Gefäßprothese/-ersatz
zur Verbesserung der Gefäßdurchgängigkeit;
und die Immobilisierung von Prokoagulatorfaktoren, wie z. B. Gewebefaktor,
von Willebrand-Faktor, Faktor XIII, Kininogen und Thrombin usw.,
an chirurgischen Nähten,
chirurgischen Netzmaterialien oder anastomotischen Schlingen. Die vorliegende
Erfindung eignet sich außerdem
für die
transiente Immobilisierung von adhäsionsabhängigen oder adhäsionsunabhängigen Zelllinien,
die gentechnisch veränderte
Zellen zur Verwendung in der genetischen Therapie aufweisen; die transiente
Immobilisierung von adhäsionsabhängigen oder
adhäsionsunabhängigen Zelllinien
zur Verwendung in der Transplantationstherapie; die transiente Immobilisierung
von proadhäsiven
Liganden, wie zum Beispiel des Tripeptids Arg-Gly-Asp, von Kollagenen
und Fibronectin, zum Beispiel um die Adhäsion, Ausbreitung und/oder
Migration von zellulären
bioaktiven Spezies zu fördern;
die transiente Immobilisierung von morphogenetischem Knochenprotein
und anderen Morphogenen oder Wachstumsfaktoren, zum Beispiel um
die Proliferation oder Differenzierung von zellulären bioaktiven
Spezies zu fördern;
die transiente Immobilisierung von antiadhäsiven Liganden, wie z. B. Dextran,
Albumin und Polyethylenglycol, zum Beispiel um die unspezifische
zelluläre
Adhäsion
an biologisch abbaubaren Materialien zu reduzieren, wie etwa an
chirurgischen Nähten,
chirurgischen Netzen und anastomotischen Schlingen; die transiente
Immobilisierung von antimikrobiellen Mitteln, um gerätegebundene
Infektionen zu verhindern; und die transiente Immobilisierung von
Bakterien oder Hefezellen zur Verwendung in der biologischen Sanierung
und der Biotechnologie. Die vorliegende Erfindung eignet sich besonders
für die
transiente Immobilisierung von Stroma- und/oder Parenchymzellen
für die
geführte
Geweberegeneration von Organen und Geweben wie zum Beispiel Leber,
Haut, Zahnfleisch, Knorpel, Knochen, Zahnwurzelhaut, Blutgefäßen, Luftröhre, Speiseröhre, Nerven, Harnleiter
und Darm. Außer
der transienten Immobilisierung von bioaktiven Spezies eignet sich
die vorliegende Erfindung zur Verwendung als temporäres Gerüst für die Zelltransplantation.
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Ein
Vorteil der vorliegenden Erfindung gegenüber gegenwärtig verfügbaren Materialien ist die
Fähigkeit
zur Anlagerung von pharmazeutischen Mitteln an ein biologisch abbaubares
Trägerelement,
um für
eine lokale oder systemische Abgabe von Medikamenten zu sorgen oder
um beispielsweise eine bakterielle Infektion oder Entzündung zu
bekämpfen.
Die Anlagerung von Pharmazeutika durch spaltbare chemische Immobilisierungsverbindungen
ermöglicht
die kontrollierte Freisetzung des Pharmazeutikums und anschließenden Abbau
und Entfernung der übrigen
Komponenten der vorliegenden Erfindung aus dem Empfänger, ohne
daß ein
chirurgischer Eingriff nötig
ist.
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Die
vorliegende Erfindung ist verwendbar bei der Gestaltung eines implantierbaren
künstlichen
Hybridorgans als eines temporären
Gerüsts
für Zellen.
Die vorliegende Erfindung ist auch bei extrakorporalen organunterstützenden
Geräten
als physischen Trägern
für Zellen
anwendbar. In diesen Systemen stellt das erfindungsgemäße Material,
während
die Zellen reifen und auf die Bedürfnisse des Körpers reagieren,
zunächst einfach
einen physischen Träger
bereit. Im Lauf der Zeit zersetzt sich der Polymerträger, und
die Zellen synthetisieren extrazelluläre Matrixproteine. Die Zellen
ersetzen das biologisch abbaubare Trägerelement durch extrazelluläre Matrixproteine,
die dann als ihr darunterliegender physischer Träger dienen.
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Die
vorliegende Erfindung zielt außerdem
auf Verfahren ab, um die Oberflächen
eines hydrophoben biologisch abbaubaren Materials hydrophil zu machen,
indem die Oberflächenenergie
dieser Materialien erhöht
wird, um die Benetzung und Ausbreitung von Fluiden mit hoher Oberflächenspannung
auf den Oberflächen
zu unterstützen.
Die vorliegende Erfindung richtet sich außerdem auf Verfahren zur reversiblen
Immobilisierung von bioaktiven Spezies an den hydrophilen Oberflächen, die
auf dem biologisch abbaubaren Material gebildet werden.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die Erhaltung der
mechanischen Eigenschaften des darunterliegenden Trägers. Im
Gegensatz zu anderen Verfahren zur Bereitstellung funktioneller Gruppen
für die
spätere
Anlagerung von bioaktiven Spezies (z. B. Barrera, US-Patent Nr.
5399665) bewirkt die vorliegende Erfindung keine Veränderung
der Molekülketten
des Trägerpolymers,
die zu einer Verringerung der mechanischen Integrität führen kann.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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1 zeigt
eine Schnittdarstellung der vorliegenden Erfindung (10)
mit einer Schicht (14), die an einem Trägerelement (12) adsorbiert
ist, wobei bioaktive Spezies (16) direkt an chemisch funktionellen
Gruppen der ersten Schicht immobilisiert sind. Der Buchstabe "x" zeigt an, daß die Bestandteile der ersten
Schicht miteinander vernetzt sind.
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2 zeigt
eine Schnittdarstellung der vorliegenden Erfindung (20)
mit einer ersten Schicht (24), die an einem Trägerelement
(22) adsorbiert ist, wobei der Buchstabe "x" anzeigt, daß die Bestandteile der ersten Schicht
miteinander vernetzt sind, und wobei das Symbol "O" (26)
nicht in Reaktion getretene chemisch funktionelle Gruppen anzeigt,
an die bioaktive Spezies (28) angelagert sind.
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3 zeigt
eine Schnittdarstellung der vorliegenden Erfindung (30)
mit einer ersten Schicht (34), die an einem Trägerelement
(32) adsorbiert ist, wobei eine zweite Schicht (38)
aus hydrophilen Polymeren an die erste Schicht angelagert ist und
an der zweiten Schicht bioaktive Spezies (39) immobilisiert
sind. Der Buchstabe "x" zeigt an, daß die Bestandteile
der ersten Schicht miteinander vernetzt sind, und das Symbol "O" (36) zeigt überschüssige chemisch
funktionelle Gruppen des Vernetzungsmittels an, an denen die zweite
Schicht angelagert ist.
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4a zeigt
eine Schnittdarstellung der vorliegenden Erfindung (40)
mit einer ersten Schicht (44), die an einem Trägerelement
(42) adsorbiert ist, wobei zwischen der ersten Schicht
und einer bioaktiven Spezies (49) eine Abstands- bzw. Spacer-Verbindung
(48) eingefügt
ist. Der Buchstabe "x" zeigt an, daß die Bestandteile
der ersten Schicht miteinander vernetzt sind. Das Symbol "O" stellt überschüssige chemisch funktionelle Gruppen
des Vernetzungsmittels dar, über
welche die Spacer-Verbindung angelagert ist.
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4b zeigt
eine Schnittdarstellung der vorliegenden Erfindung (40)
mit einer ersten Schicht (44), die an einem Trägerelement
(42) adsorbiert ist, wobei zwischen der ersten Schicht
und einer bioaktiven Spezies (49) eine Spacer-Verbindung
(48) eingefügt
ist. Der Buchstabe "x" zeigt an, daß die Bestandteile
der ersten Schicht miteinander vernetzt sind. Die Spacer-Verbindung
ist über
chemisch funktionelle Gruppen der ersten Schicht an die erste Schicht
angelagert.
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4c zeigt
eine Schnittdarstellung der vorliegenden Erfindung (40)
mit einer ersten Schicht (44), die an einem Trägerelement
(42) adsorbiert ist, wobei eine zweite Schicht (46)
aus hydrophilen Polymeren durch überschüssige chemisch
funktionelle Gruppen, die durch das Symbol "O" dargestellt
werden, an die erste Schicht angelagert ist. An die zweite Schicht
ist eine Spacer-Verbindung (48) angelagert, und an die Spacer-Verbindung
ist eine bioaktive Spezies (49) angelagert.
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5 zeigt
eine Schnittdarstellung der vorliegenden Erfindung (50),
wobei eine erste Schicht (54) so an einem Trägerelement
(52) adsorbiert ist, daß die Anzahl chemisch funktioneller
Gruppen, die aus der ersten Schicht für die Immobilisierung einer
bioaktiven Spezies (51) verfügbar sind, durch Hinzufügen einer
zweiten Schicht (58) erhöht wird. Der Buchstabe "x" zeigt an, daß die Bestandteile der ersten
Schicht miteinander vernetzt sind. Das Symbol "O" (56)
stellt überschüssige chemisch
funktionelle Gruppen des Vernetzungsmittels dar. Das Symbol "-A" in dem Bereich,
der die erste Schicht abbildet, zeigt chemisch funktionelle Gruppen
der Bestandteile der ersten Schicht an, die während der Bildung der ersten
Schicht verbraucht worden sind und nicht mehr für die Immobilisierung von bioaktiven
Spezies verfügbar
sind. Der Buchstabe "A" (59) auf
der zweiten Schicht stellt nicht in Reaktion getretene chemisch
funktionelle Gruppen der Bestandteile der zweiten Schicht dar, die
für die
Immobilisierung von bioaktiven Spezies oder die Anlagerung von weiteren
Schichten aus hydrophilen Materialien verfügbar sind.
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6 zeigt
eine Schnittdarstellung der vorliegenden Erfindung (60)
mit einer ersten Schicht (62), die an einem Trägerelement
(61) adsorbiert ist, wobei an die erste Schicht eine zweite
Schicht (64) angelagert ist. Der Buchstabe "x" zeigt an, daß die Bestandteile der ersten
Schicht miteinander vernetzt sind, und das Symbol "O" (63) zeigt überschüssige chemisch
funktionelle Gruppen des Vernetzungsmittels an, an die eine zweite Schicht
(64) angelagert ist. An die zweite schickt ist eine zusätzliche
Schicht (66) aus hydrophilen Polymeren angelagert, wobei
an der zusätzlichen
Schicht bioaktive Spezies (68) immobilisiert sind. Die
Anlagerung der zusätzlichen
Schicht aus hydrophilen Polymeren an die zweite Schicht ist durch
mehrere senkrechte Linien dargestellt.
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AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Wie
im Abschnitt "Technischer
Hintergrund" beschrieben,
sind ältere
Verfahren zur Immobilisierung von bioaktiven Spezies auf Trägerelementen
problematisch, die aus Materialien auf der Basis von hydrophoben
biologisch abbaubaren Polymeren bestehen. Die vorliegende Erfindung
löst die
oben beschriebenen Probleme mit einer Konstruktion, die eine hydrophile
Polymerschicht oder erste Schicht für ein biologisch abbaubares
Trägerelement
bereitstellt, die zunächst
stabil ist. Die erste Schicht ist unter In-vivo-Bedingungen zusammen
mit dem Trägerelement
einem biologischen Abbau ausgesetzt. Indem die hydrophilen Polymere
mit einem geeigneten Vernetzungsmittel miteinander vernetzt werden,
wird der ersten Schicht Stabilität
verliehen. Bei der vorliegenden Erfindung ist ein geeignetes kovalentes
Vernetzungsmittel ein Mittel, das kovalente Bindungen zwischen den
hydrophilen Polymeren der ersten Schicht bildet, die unter In-vivo-Bedingungen
oder unter Bedingungen, die eine In-vivo-Umgebung simulieren, spaltbar
sind. Alternativ wird eine nichtkovalente Vernetzung der hydrophilen
Polymere durch Herbeiführen
transienter nichtkovalenter Vernetzungen unter Anwendung von Verfahren
wie z. B. Komplexbildung, Koazervierung und Wasserstoffbindung erreicht.
Dann werden bioaktive Spezies durch chemisch funktionelle Gruppen
der hydrophilen Polymerschicht oder durch nicht in Reaktion getretene
chemisch funktionelle Gruppen des Vernetzungsmittels an der ersten
Schicht immobilisiert.
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Für poröse Trägerelemente,
die aus hydrophoben biologisch abbaubaren Materialien auf Polymerbasis
bestehen, ermöglicht
die vorliegende Erfindung außerdem,
bioaktive Spezies leicht auf den Flächen zu immobilisieren, welche
die porösen
Bereiche des Trägerelements
definieren, ohne die Porosität
des Trägerelements
wesentlich zu reduzieren. Das Ergebnis ist ein biologisch abbaubares
Trägerelement,
das in seinem gesamten Volumen Flächen aufweist, die hydrophil
und durch Fluide mit hoher Oberflächenspannung benetzbar gemacht
worden sind und an denen mindestens ein Typ einer bioaktiven Spezies
immobilisiert wird.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist die Konstruktion aus den folgenden
Komponenten zusammengesetzt: einem Trägerelement, das aus einem biologisch
abbaubaren Polymermaterial besteht; einer ersten Schicht, die sich
aus mindestens einer Art eines Polymertensids oder eines multifunktionellen
Copolymers zusammensetzt, das aus mindestens einem Bereich, der
eine physikochemische Affinität
zu dem Trägerelement
aufweist, um eine physikochemische Adsorption des Polymers an der
Oberfläche
des Trägerelements
zu ermöglichen,
und mindestens einem weiteren Bereich besteht, der chemisch reaktionsfähig ist,
um eine kovalente Vernetzung mit einem geeigneten Vernetzungsmittel
zu ermöglichen;
einem geeigneten Vernetzungsmittel und einer bioaktiven Spezies.
Alternativ wird eine Vernetzung durch die oben aufgeführten nichtkovalenten
Mittel erreicht.
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Wahlweise
können
weitere Schichten aus hydrophilem Material an die erste Schicht
angelagert werden. Vorzugsweise besteht das hydrophile Material
aus einem oder mehreren hydrophilen Tensiden, Homopolymeren oder
Copolymeren, die chemisch funktionelle Gruppen enthalten, die mit
nicht in Reaktion getretenen Vernetzungsgruppen aus der ersten Schicht
reagieren können.
Außerdem
wird bevorzugt, daß das
hydrophile Material zusätzliche
chemisch funktionelle Gruppen aufweist, um eine erhöhte Hydrophilie
für die
Konstruktion und für
eine wahlweise Anlagerung von bioaktiven Spezies daran bereitzustellen.
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Geeignete
Materialien für
ein hydrophobes polymeres biologisch abbaubares Trägerelement
schließen
ein, sind aber nicht beschränkt
auf Polyglycolid (PGA), Glycolid-Copolymere, Glycolid/L-Lactid-Copolymere
(PGA/PLLA), Lactid/Trimethylencarbonat-Copolymere (PLA/TMC), Glycolid/Trimethylencarbonat-Copolymere
(PGA/TMC), Polylactide (PLA), PLA-Stereo-Copolymere, Poly-L-Lactid
(PLLA), Poly-DL-lactid (PDLLA), L-Lactid/DL-Lactid-Copolymere, PLA-Copolymere,
Lactid/Tetramethylglycolid-Copolymere, Lactid/α-Valerolacton-Copolymere, Lactid/ε-Caprolacton-Copolymere, Hyaluronsäure und
ihre Derivate, Polydepsipeptide, PLA/Polyethylenoxid-Copolymere,
asymmetrische 3,6-substituierte Poly-1,4-dioxan-2,5-dione, Poly-β-hydroxybutyrat
(PHBA), PHBA/β-Hydroxyvalerat-Copolymere
(PHBA/HVA), Poly-p-dioxanon (PDS), Poly-α-valerolacton, Poly-ε-caprolacton, Methylmethacrylat-N-Vinylpynolidon-Copolymere,
Polyesteramide, Oxalsäure-Polyester,
Polydihydropyrane, Polyalkyl-2-cyanoacrylate, Polyurethane, Polyvinylalkohol,
Polypeptide, Poly-β-hydroxybernsteinsäure (PMLA),
Poly-β-alkansäuren, Polybutylenoxalat,
Polyethylenadipat, Polyethylencarbonat, Polybutylencarbonat und
andere Polyester, die Silylether, Acetale oder Ketale enthalten,
Alginate und Gemische oder andere Kombinationen der oben erwähnten Polymere.
Außer
den oben erwähnten
Polymeren mit aliphatischer Bindung können auch andere aliphatische
Polyester für
die Herstellung von aromatischen/aliphatischen Polyester-Copolymeren
geeignet sein. Dazu gehören
aliphatische Polyester, die aus der Gruppe von Oxalaten, Malonaten,
Succinaten, Glutaraten, Adipaten, Pimelaten, Suberaten, Azelaten,
Sebacaten, Nonandioaten, Glycolaten und deren Gemischen ausgewählt sind.
Diese Materialien sind von besonderem Interesse als biologisch abbaubare
Trägermembranen
in Anwendungen, die einen temporären
Träger bei
einer Gewebe- oder Organregeneration erfordern. Ein bevorzugtes
Material für
die Verwendung als biologisch abbaubares Trägerelement ist Poly(glycolsäure).
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Zum
Aufbau der vorliegenden Erfindung wird eine erste Schicht auf einem
Trägerelement
durch Adsorption eines Polymertensids an den Oberflächen des
Trägerelements
und anschließende
Vernetzung des Tensids mit sich selbst ausgebildet. Für ein poröses Trägerelement
wird die erste Schicht wahlweise an einem Material adsorbiert, das
auch die Porenräume
des Trägerelements
definiert. Zum Beispiel wird eine Lösung eines Polymertensids,
wie z. B. Poly(vinylalkohol), in einem geeigneten Lösungsmittel
mit einer Konzentration von etwa 0,001% bis etwa 99,9%, vorzugsweise
etwa 0,01% bis etwa 50%, stärker
bevorzugt von etwa 1,0% bis etwa 25%, und am stärksten bevorzugt von etwa 0,25%
bis etwa 5% hergestellt und zunächst
an den Oberflächen
und wahlweise in den Porenräumen
eines porösen
Trägerelements
adsorbiert, indem das Trägerelement
einfach etwa 0,05 Minuten bis etwa 20 Minuten in die Lösung eingetaucht
wird, um eine Physisorption des Tensids an den Oberflächen des
Trägerelements
zu ermöglichen.
Geeignete Materialien für
die erste Schicht schließen
ein, sind aber nicht beschränkt
auf Polyvinylalkohol, Polyethylenglycol, Polypropylenglycol, Dextran,
Agarose, Alginat, Polyacrylamid, Polyglycidol, Polyvinylalkohol-co-polyethylen,
Poly(asparaginsäure),
Poly(ethylenglycol-co-propylenglycol), Poly(vinylacetat-co-vinylalkohol),
Polyacrylsäure,
Poly(β-hydroxybernsteinsäure), Polyamid,
Polylysin, Polyethylenimin, Polyvinylpyrrolidon und Polysaccharide
oder ihre Copolymere, entweder allein oder in Kombination. Vorzugsweise
enthält
das Polymer, das die erste Schicht bildet, chemisch funktionelle
Seitengruppen an jeder Monomereinheit und ist durch Hydrolyse oder
enzymatische Spaltung der Polymerhauptkette biologisch abbaubar.
Wenn das Polymer, das die erste Schicht bildet, nicht durch Hydrolyse
oder durch enzymatische Spaltung in vivo biologisch abbaubar ist,
aber ein Molekulargewicht von weniger als etwa 70000 g/mol, vorzugsweise
von weniger als etwa 45000 g/mol, stärker bevorzugt von weniger
als etwa 10000 g/mol aufweist und durch Vernetzungen gebunden wird,
die reversibel oder biologisch abbaubar ist, dann können diese
Komponenten der ersten Schicht gewöhnlich über die Nieren aus dem Körper des
Empfängers
ausgeschieden werden (Park, K., Shalaby, W.S.W., Park, H., Hrsg.,
Biodegradable Hydrogels for Drug Delivery (Biologisch abbaubare
Hydrogele zur Medikamentenabgabe), Technomic Publishing Company,
Inc., Lancaster, PA, S. 236–237
(1993)).
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Wenn
Copolymere zur Bildung der ersten Schicht verwendet werden, dann
sind bevorzugte Copolymere zur Bildung der ersten Schicht Copolymere,
die aus mindestens einer Komponente, die physikochemisch an dem
Trägerelement
adsorbiert werden kann, einer Komponente, die mit einem geeigneten
Mittel chemisch modifiziert werden kann, und einer Komponente bestehen,
die in Wechselwirkung mit Fluiden mit hoher Oberflächenspannung
treten kann. Diese Komponenten können
so gewählt
werden, daß eine
Komponente alle diese Funktionen gleichzeitig ausübt, zwei
Funktionen ausübt
oder nur eine Funktion ausübt.
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Geeignete
Lösungsmittel
für die
hydrophilen Polymere der ersten Schicht schließen ein, sind aber nicht beschränkt auf
Methanol, Ethanol, Isopropanol, Tetrahydrofuran, Trifluoressigsäure, Aceton,
Wasser, Dimethylformamid (DMF), Dimethylsulfoxid (DMSO), Acetonitril,
Benzol, Hexan, Chloroform, Methylenchlorid, superkritisches Kohlendioxid
oder andere Verbindungen, welche die erste Schicht anlösen.
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Wenn
das für
die erste Schicht ausgewählte
Polymer sich nur in Lösungsmitteln
mit hoher Oberflächenspannung
löst, sollte
das biologisch abbaubare Trägerelement
mit einem mischbaren Lösungsmittel
mit niedriger Oberflächenspannung
vorbenetzt werden, um eine Adsorption des Polymers für die erste
Schicht zu bewirken. Für
poröse
biologisch abbaubare Trägerelemente
kann überschüssiges adsorbiertes
Tensid von der Oberfläche
des Trägerelements
mit frischem Lösungsmittel
abgespült
werden, um zu verhindern, daß in
der Masse abgeschiedenes Tensid Poren des Trägerelements teilweise verstopft.
Dieser Schritt ist zwar wahlfrei, wird aber bevorzugt, um sicherzustellen,
daß die
Poren eines porösen
biologisch abbaubaren Trägerelements nicht
mit Tensid verstopft werden.
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Das
Polymertensid der ersten Schicht wird unter Verwendung eines geeigneten
Vernetzungsmittels mit sich selbst vernetzt, um oberflächengebundene
ebene Moleküle
von extrem hohem Molekulargewicht zu erzeugen. Diese Moleküle mit sehr
hohem Molekulargewicht dienen dazu, die Möglichkeit einer Desorption oder
Migration des Tensids stark zu reduzieren oder zu beseitigen. Das
vernetzte Polymertensid bildet zunächst eine stabile Materialschicht,
an der später
bioaktive Spezies immobilisiert werden. Ein Schlüsselmerkmal der vorliegenden
Erfindung ist die biologische Abbaufähigkeit der vernetzten ersten
Schicht.
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Wenn
ein erfindungsgemäßes Polymertensid
mit kovalenten Bindungen vernetzt wird, müssen die kovalenten Bindungen
unter geeigneten Bedingungen spaltbar sein, um biologisch abbaubar
zu sein. Zu diesen Bedingungen gehören In-vivo-Bedingungen, Bedingungen,
die In-vivo-Bedingungen simulieren, und die Einwirkung von Enzymen
oder anderen hydrolytischen Bedingungen in vitro. Die Vernetzungen,
welche die Komponenten der ersten Schicht miteinander verbinden,
werden in vivo durch enzymatische oder nichtenzymatische Hydrolyse
aufgespalten. Die Vernetzungen müssen
aufgespalten werden, damit die erste Schicht durch normale physiologische
Prozesse aus dem Körper
des Empfängers
entfernt werden kann. Die In-vitro-Simulation von In-vivo-Bedingungen
kann beispielsweise die ständige
Wiederauffüllung
einer wäßrigen Umgebung, die
Anwendung mechanischer Beanspruchungen, um Belastungssituationen
zu simulieren, oder die Verwendung von proteolytischen oder nicht
proteolytischen Enzymen beinhalten, um die Aufspaltung der Vernetzungen
zu verstärken.
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Geeignete
Reagenzien zur Bildung von spaltbaren kovalenten Vernetzungen zwischen
Polymer-Grundeinheiten
oder Struktureinheiten eines Polymertensids, das an ein biologisch
abbaubares Trägerelement
angelagert ist, sind Verbindungen, die aus mindestens zwei, entweder
homofunktionellen oder heterofunktionellen, chemisch funktionellen
Gruppen bestehen, einschließlich,
aber nicht beschränkt
auf Aldehyde, Epoxide, Acylhalogenide, Alkylhalogenide, Isocyanate,
Amine, Anhydride, Säuren,
Alkohole, Halogenacetale, Arylcarbonate, Thiole, Ester, Imide, Vinyle,
Azide, Nitrogruppen, Peroxide, Sulfone und Maleimide, aufgelöst in Lösungsmitteln,
welche die adsorbierte Schicht benetzen. Außerdem können als Vernetzungsmittel
auch Vinylsulfon, Succinylchlorid, Polyanhydride, Poly(β-hydroxybernsteinsäure), Ethylenglycolbis[succinimidylsuccinat],
Succinimidylsuccinat-Polyethylenglycol und Succinimidylsuccinamid-Polyethylenglycol
verwendet werden.
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Lösungsmittel,
die zur Auflösung
des Vernetzungsmittels geeignet sind, schließen ein, sind aber nicht beschränkt auf
Aceton, Wasser, Alkohole, Tetrahydrofuran (THF), Dimethylsulfoxid
(DMSO), Dimethylformamid (DMF), Benzol, Acetonitril und Dioxan.
Weitere Vernetzungsmittel schließen ein, sind aber nicht beschränkt auf
freie Radikale, Anionen, Kationen, Plasmabestrahlung, Elektronenbestrahlung
und Photonenbestrahlung. Ein bevorzugtes Vernetzungsmittel ist Ethylenglycolbis[succinimidylsuccinat].
Ein bevorzugtes Reaktionsschema zur Immobilisierung von funktionellen
Gruppen an einem biologisch abbaubaren Träger ist die Vernetzung von
Polylysin mit Ethylenglycolbis[succinimidylsuccinat] zur Bildung
von hydrolysierbaren Esterbindungen.
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Unabhängig davon,
welches Vernetzungsmittel eingesetzt wird, wird das Vernetzungsmittel
wahlweise im Überschuß zugesetzt,
d. h. in einer solchen Menge, daß eine ausreichende Menge nicht
in Reaktion getretener chemisch funktioneller Gruppen des Vernetzungsmittels
vorhanden sind, um im Anschluß an
den Vernetzungsschritt als Bindungsstellen für die bioaktive Spezies oder
eine wahlfreie zweite Schicht aus hydrophilen Polymeren zu dienen.
Daher hat das Vernetzungsschema zwei Funktionen. In einer Funktion
bildet die Vernetzung oberflächengebundene
ebene Moleküle
mit extrem hohem Molekulargewicht aus, die kovalente Bindungen aufweisen,
welche die Moleküle
miteinander verbinden und unter den oben beschriebenen geeigneten Bedingungen
spaltbar sind. In einer anderen Funktion liefert die Vernetzung
chemisch funktionelle Gruppen, an welche die bioaktive Spezies oder
eine wahlfreie zweite Schicht anschließend gebunden wird. Der Vernetzungsgrad
kann von etwa 5% bis etwa 100% variieren. Dadurch wird ein Bereich
von biologischen Abbauraten für
die erste Schicht bereitgestellt.
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In
einer alternativen Ausführungsform
kann das Polymertensid der ersten Schicht auf einem biologisch abbaubaren
Trägerelement
mit Methoden vernetzt werden, die keine kovalenten Bindungen zwischen
den Komponenten des Polymertensids ausbilden. Zum Beispiel können sich
Polymertenside, die zahlreiche Nitrilgruppen enthalten, spontan
selbst zu einer stabilen konformen Beschichtung organisieren, wenn
sie auf einem biologisch abbaubaren Trägerelement adsorbiert werden.
Die Stabilität
der Beschichtung leitet sich aus der physikalischen Vernetzung von
benachbarten Polymerketten über
polare Cyano-Wechselwirkungen her.
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In
einer weiteren Ausführungsform
kann das Polymertensid unter Verwendung eines geeigneten Mittels
durch Säure-Base-Koazervation
nichtkovalent vernetzt werden; zum Beispiel kann eine erste Schicht
aus einem kationischen Polymertensid durch Aufbringen eines anionischen
Mittels physikalisch vernetzt werden. Außerdem kann sich ein amphoteres
Polymertensid durch interne Säure-Base-Koazervation spontan
selbst zu einer konformen Beschichtung organisieren.
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Weitere
nichtkovalente chemische Vernetzungsmechanismen schließen beispielsweise
ein, sind aber nicht beschränkt
auf Carbonsäure-Ether-Komplexbildung,
Ionenkomplexbildung, Ionenwechselwirkungen, Metallkomplexbildung
und alkoholische Wasserstoffbindung. Carbonsäure-Ether-Komplexbildung kann wie folgt durchgeführt werden:
Poly(acrylsäure)
kann an einem biologisch abbaubaren Träger adsorbiert werden, gefolgt
von einer Schicht aus Poly(ethylenglycol). Die Sauerstoffatome innerhalb
der Ether-Hauptkette von PEG bilden einen Wasserstoffbindungskomplex
mit den Carbonsäure-Funktionalitäten der
Poly(acrylsäure)-Hauptkette.
Die Ionenkomplexbildung kann unter Verwendung von mehrwertigen Elementen,
wie z. B. Metallen oder Bor, erreicht werden. Durch Zugabe von Natriumborax
(Na2B4O7)
zu PVA bildet zum Beispiel jedes Boratom einen Ionenladungskomplex
mit vier ionisierten Sauerstoffatomen aus den freien Hydroxylgruppen. Ionenwechselwirkungen
zwischen anionischen und kationischen chemischen Bausteinen können transient stabile
Bindungen erzeugen. Alkoholische Wasserstoffbindung kann z. B. durch
wiederholtes Gefrieren und Auftauen von PVA erreicht werden.
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Der
Grad der kovalenten Vernetzung der ersten Schicht kann durch Fourier-Transform-Infrarotspektroskopie
(FTIR) eingeschätzt
werden. Zum Beispiel sind mit FTIR die freien Hydroxylgruppen von
Poly(vinylalkohol) (PVE) vor der Vernetzung bei etwa 3349 cm–1 nachweisbar.
Nach der Vernetzung verschiebt sich der Peak zu etwa 3383 cm–1,
und seine Intensität
nimmt ab. Als positive interne Kontrolle verändert der Peak bei etwa 2942
cm–1,
der auf die CH2-Gruppen zurückzuführen ist,
seine Position oder Intensität
als Ergebnis der Vernetzung nicht. Daher läßt eine Verschiebung der Peakposition
der Hydroxylgruppe (OH) von etwa 3349 cm–1 nach
etwa 3383 cm–1 zusammen
mit einer Abnahme der Peakintensität auf den Vernetzungsgrad der
ersten Schicht schließen.
Im Fall von abbaubaren Polymeren, bei denen der darunterliegende
Träger
Sauerstoff enthält,
wäre zu
erwarten, daß Verfahren
mit größerer Oberflächenempfindlichkeit,
wie z. B. FTIR mit abgeschwächter
Totalreflexion (ATR), die Gegenwart von Hydroxylgruppen vor und
nach der Vernetzung demonstrieren.
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Die
Anlagerung einer ersten oder zweiten Schicht aus Poly(lysin) an
einen Poly(glycolsäure)-(PGA-)Träger oder
ein PVA-beschichtetes Trägerelement
kann durch Röntgenphotoelektronenspektroskopie
(XPS) nachgewiesen werden. Die Anlagerung von Aminogruppen (NH2-Gruppen) an die Oberfläche kann durch Stickstoffmessung
nachgewiesen werden. Stickstoff ist weder in PGE noch in PVA vorhanden.
Entsprechend kann die Anlagerung von Zelladhäsionspeptiden, wie z. B. der
Arg-Gly-Asp-Aminosäuresequenz,
an einen Träger
aus PGA oder PLA mit Verwendung von PVA als erster Schicht, an der
die Peptide angelagert werden, durch XPS oder Elementaranalyse nachgewiesen
werden.
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Im
Fall einer dreidimensionalen Vorrichtung, wie z. B. eines Schaumstoffs
oder Schwamms, wird die Gegenwart von Poly(lysin) oder von Zelladhäsionspeptiden,
die in der Masse an PVA auf einem PGA-Trägerelement
angelagert sind, vorzugsweise durch Elementaranalyse nachgewiesen.
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Die
Gegenwart von aminhaltigen ersten oder zweiten Schichten auf einem
PGA-Träger
kann durch kolorimetrische Analysen mit Farbstoffen wie z. B. Ninhydrin,
Ponceau S-Färbemittel
oder Sulfo-SDTB nachgewiesen werden.
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Die
Gegenwart von ersten oder zweiten Schichten, die Aminogruppen oder
Hydroxylgruppen enthalten, kann auch durch Anwendung der statischen
Sekundärionenmassenspektroskopie
(SIMS) nachgewiesen werden, die Molekülgruppen erfaßt.
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Die
Zusammensetzung der wahlfreien zweiten Schicht aus hydrophilen Polymeren
wird so gewählt, daß die zweite
Schicht sowohl mit der ersten Schicht zusammenwirken kann, um die
Benetzung des hydrophoben Trägerelements
mit Flüssigkeiten
mit hoher Oberflächenspannung
zu fördern,
als auch verschiedene, auf der ersten Schicht nicht vorhandene chemisch
funktionelle Gruppen bereitstellen kann, an denen bioaktive Spezies
immobilisiert werden können.
Es versteht sich, daß weitere
Schichten aus hydrophilen Polymeren an die zweite Schicht angelagert
werden können,
um auf dem Trägerelement
mehrere Schichten aus hydrophilen Polymeren zu bilden (Siehe z.
B. 6). Bei der Bildung einer zusätzlichen Schicht können verschiedene
hydrophile Polymere zur Verwendung bei der Herstellung der Schicht
ausgewählt
werden. Unterschiedliche hydrophile Polymere liefern verschiedene
chemisch funktionelle Gruppen zur Auswahl bei der Anlagerung von bioaktiven
Spezies an die zweite Schicht oder an eine zusätzliche Schicht (siehe 5).
Als Ergebnis bestimmen die chemisch funktionellen Gruppen der zweiten
Schicht den Typ und die Anzahl von funktionellen Gruppen, die für die Immobilisierung
von bioaktiven Spezies daran zur Verfügung stehen. Außerdem wird
durch Anlagerung einer zweiten Schicht an die unverbrauchten Komponenten
des Vernetzungsmittels die Anzahl der chemisch funktionellen Gruppen,
die für
die Immobilisierung von bioaktiven Spezies zur Verfügung stehen,
auf viel größere Zahlen
erhöht,
als bei Verwendung ausschließlich
der ersten Materialschicht auf dem Trägerelement möglich wäre.
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Auf
der ersten Schicht wird eine zweite Schicht gebildet, indem ein
hydrophiles Polymer durch nicht in Reaktion getreten chemisch funktionelle
Gruppen des Vernetzungsmittels (siehe 3) oder
durch nicht in Reaktion getretene chemisch funktionelle Gruppen
des vernetzten Polymertensids an das vernetzte Polymertensid der
ersten Schicht angelagert wird. Vorzugsweise sind die hydrophilen
Polymere kovalent an chemisch funktionelle Gruppen der ersten Schicht
gebunden. Bei einem Verfahren wird die zweite Schicht an die erste Schicht
angelagert, indem ein biologisch abbaubares Trägerelement, das eine adsorbierte
und vernetzte erste Schicht aufweist, in eine Lösung eines hydrophilen Polymers
der zweiten Schicht mit einer Konzentration von etwa 0,001% bis
etwa 49,9%, vorzugsweise etwa 0,01% bis etwa 50%, stärker bevorzugt
etwa 1,0% bis etwa 25%, und am stärksten bevorzugt etwa 0,25%
bis etwa 5% eingetaucht wird. Die Lösung des hydrophilen Polymers
kann einen geeigneten Katalysator enthalten, wie z. B. organische
Säuren
oder Basen, anorganische Säuren
oder Basen, Lewis-Säuren
oder -Basen, metallorganische Katalysatoren, organische und/oder
anorganische Salze, Hitze, Druck, Elektronenstrahlung, Photonenstrahlung,
Plasmastrahlung, Koronaentladung oder einen pH-Wert, um die Anlagerung
an die chemisch funktionellen Gruppen der ersten Schicht zu bewirken.
Geeignete hydrophile Polymere zur Verwendung bei der Bildung der
zweiten Schicht schließen
ein, sind aber nicht beschränkt
auf Polyvinylalkohol, Polylysin, Polyacrylsäure, Polyvinylpyrrolidon, Polyethylenglycol, Alginat,
Sepharose, Agarose, Polyethylenimin, Polyallylamin, Polyornithin,
Poly(β-hydroxybernsteinsäure), Polysulfon
oder deren Copolymere, entweder allein oder in Kombination. Polylysin
wird bevorzugt. Geeignete Lösungsmittel
zum Auflösen
der hydrophilen Polymere schließen
ein, sind aber nicht beschränkt
auf Wasser, Alkohole, Aceton, Dioxan, Dimethylformamid, Tetrahydrofuran
und Acetonitril usw.
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Sobald
die erste und die wahlfreie zweite Schicht aus hydrophilem Material
auf einem biologisch abbaubaren Trägerelement ausgebildet ist,
werden bioaktive Spezies unter Anwendung schonender, dem Fachmann
bekannter Biokonjugationsverfahren darauf immobilisiert (siehe zum
Beispiel K. Mosbach, Immobilized Enzymes and Cells (Immobilisierte
Enzyme und Zellen), Teil B, Academic Press (Orlando, FL) (1987);
G.T. Hermanson, A.K. Mallia, P.K. Smith, "Immobilized Affinity Ligand Techniques" (Verfahren mit immobilisierten Affinitätsliganden),
Academic Press, San Diego (1992); und S.F. Karel, S.B. Libicki,
C.R. Robertson, "The
Immobilization of Whole Cells; Engineering Principles" (Immobilisierung
intakter Zellen: Technische Grundlagen), Chemical Eng. Sci, 40:
1321 (1985)). Schonende Biokonjugationssysteme werden für die Immobilisierung
von bioaktiven Spezies bevorzugt, um Schäden an der Struktur des biologisch
abbaubaren Trägerelements,
des Polymertensids der ersten Schicht, des hydrophilen Polymers
der wahlfreien zweiten Schicht und der bioaktiven Spezies zu beseitigen
oder zu minimieren.
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Außer der
Bereitstellung von Variabilität
in Anzahl und Identität
von chemisch funktionellen Gruppen, die zur Immobilisierung von
bioaktiven Spezies verwendet werden können, kann die Variabilität in Anzahl
und Identität
der funktionellen Gruppen der wahlfreien zweiten hydrophilen Polymerschicht
genutzt werden, um die Benetzbarkeit des biologisch abbaubaren Trägerelements
mit Flüssigkeiten
von hoher Oberflächenspannung zu
erhöhen.
In einer Ausführungsform
wird ein poröses,
hydrophobes, biologisch abbaubares Trägerelement nur an seiner Oberfläche durch
ein dünne
erste und zweite Schicht modifiziert, und das Material, das die
Porenhohlräume
des Trägerelements
definiert, bleibt unmodifiziert und hydrophob. In einer anderen
Ausführungsform
können
die ersten und zweiten Schichten auch auf dem Material gebildet
werden, das die inneren Porenhohlräume des porösen, biologisch abbaubaren
Trägerelements
definiert, und bioaktive Spezies können darauf immobilisiert werden.
In dieser Ausführungsform
kann eine kontinuierliche Wasserphase, die durch die Poren des biologisch
abbaubaren Trägerelements
hindurchgeht, leicht hergestellt und aufrechterhalten werden und
führt zu
einem guten Transport beispielsweise von Reaktionsprodukten oder
Nährstoffen
durch das poröse
Trägerelement.
Dünne Beschichtungen
werden für
poröse
biologisch abbaubare Trägerelemente
besonders bevorzugt, da die dünnen
Beschichtungen die Porosität
des Trägerelements
nicht merklich vermindern.
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Unter
bestimmten Umständen
kann die Wechselwirkung eines Reaktanten in der Lösungsphase
mit einer immobilisierten bioaktiven Spezies suboptimal sein. Zum
Beispiel können
sterische Hinderungen zwischen der ersten Schicht und der immobilisierten
bioaktiven Spezies die Annäherung
des Reaktanten in der Lösungsphase
an die bioaktive Spezies begrenzen. Außerdem können auch die physikalische
Masse, elektrostatische Abstoßung
oder unzweckmäßige Positionierung
der bioaktiven Spezies zur verminderten Effizienz der immobilisierten
bioaktiven Spezies beitragen. Dementsprechend kann es wünschenswert
sein, zwischen den chemisch funktionellen Gruppen der ersten Schicht
oder der wahlfreien zweiten Schicht und den bioaktiven Spezies eine
oder mehrere zusätzliche
Verbindungen als "Spacer" (Abstandshalter)
oder Tether bzw. "Halteseile" anzuordnen, um den
Abstand zwischen der Schicht und den bioaktiven Spezies zu vergrößern. Zur Verwendung
als Spacer geeignete Verbindungen schließen beispielsweise ein, sind
aber nicht beschränkt
auf Ethylenglycol-bis-[succinimidylsuccinat], Bernsteinsäure, Diaminohexan,
Glyoxylsäure,
kurzkettiges Polyethylenglycol und Glycin. Es versteht sich, daß die wahlfreie
zweite Schicht selbst als Spacerarm dienen kann, ohne die Verwendung
einer separaten Spacerverbindung notwendig zu machen, oder daß überschüssige chemisch
funktionelle Gruppen des Vernetzungsmittels auch als Spacerverbindung
dienen können.
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Die
kovalente Immobilisierung von bioaktiven Spezies auf Trägerelementen
gemäß der vorliegenden Erfindung
ist im allgemeinen reversibel, d. h. die bioaktiven Spezies werden
mit der Zeit von der ersten oder wahlfreien zweiten Schicht des
biologisch abbaubaren Trägerelements
auf kontrollierte oder vorhersagbare Weise freigesetzt. Außerdem sorgen
Spacer oder Tether, die immobilisierte bioaktive Spezies selektiv
freisetzen können,
für einen
anderen Grad der kontrollierten Freisetzung von bioaktiven Spezies.
Diese Konstruktionen sind von Nutzen in Rezeptor/Ligand-Wechselwirkungen,
bei der Identifikation von Molekülen
und Charakterisierung von Antikörper/Antigen-Komplexen
sowie der selektiven Reinigung von Zellensubpopulationen usw.
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Die
selektive Freisetzung der bioaktiven Spezies wird durchgeführt, indem
die Spacerverbindung unter Reaktionsbedingungen aufgespalten wird,
zu denen beispielsweise Photonenbestrahlung, enzymatischer Abbau,
Dekomplexierung, Säure-Base-Neutralisation,
Zerstörung
von Wasserstoffbindungen, Oxidation/Reduktion oder Hydrolyse gehören, die
aber nicht darauf beschränkt
sind. Die selektive Spaltung und Freisetzung von immobilisierten
bioaktiven Spezies kann durch Anwendung von Verfahren erreicht werden,
die dem Fachmann bekannt sind (siehe zum Beispiel H.R. Horton & H.E. Swaisgood, "Covalent immobilization
of proteins by techniques which permit subsequent release" (Kovalente Immobilisierung
von Proteinen durch Verfahren, die eine spätere Freisetzung zulassen),
Meth. Enzymology, 135: 130 (1987); S.S. Wong, Chemistry of Protein Conjugation
and Cross-Linking, CRC Press (1991); und US-Patent Nr. 4745160,
erteilt an Churchill et al., das hier durch Verweis einbezogen wird).
Geeignete Verbindungen zur Verwendung als spaltbare Tether oder spaltbare
Spacer schließen
ein, sind aber nicht beschränkt
auf Polyhydroxysäuren,
Polyanhydride, Polyaminosäuren,
Tartarate und Cystein-Linker,
wie z. B. Lomants Reagenz.
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Die
vorliegende Erfindung ist nicht auf die oben beschriebenen Ausführungsformen
mit einer ersten Schicht und einer wahlfreien zweiten Schicht beschränkt. In
anderen Ausführungsformen
können
zusätzliche Schichten
von hydrophilen Polymeren an vorhandene Schichten auf dem Trägerelement angelagert
werden, um Konstruktionen mit mehreren, daran angelagerten Schichten
aus hydrophilem Material zu bilden.
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Ohne
eine Beschränkung
des Umfangs der vorliegenden Erfindung zu beabsichtigen, veranschaulichen
die folgenden Beispiele, wie die vorliegende Erfindung hergestellt
und genutzt werden kann.
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BEISPIELE
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BEISPIEL 1
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Dieses
Beispiel veranschaulicht ein Verfahren zur Ausbildung einer ersten
Schicht von reversibel vernetzten Polymertensiden auf einem vernetzten
Poly(glycolsäure)-co-Poly(milchsäure)-(PGA:PLA)
Trägerelement
in Form eines PGA:PLA-Fasernetzes (z. B. VicrylTM-Geflecht,
Ethicon, Somerville, N.J., 90:10 PGA:PLA). Das Verfahren ist wie
folgt. Zwei 2 × 2
cm-Stücke
VicrylTM-Geflecht wurden 30 Sekunden mit
Isopropanol (IPA) gespült,
dann 10 Minuten in eine 0,5%-ige wäßrige Polylysinlösung (0,053
g Polylysin HCL, Aldrich, in 10 ml Carbonatpuffer 0,05 M, pH 9,6,
eingestellt mit NaOH) eingelegt. Die Polylysinlösung wurde von den Fasern abgespült, indem
das Fasernetz 5 Minuten in Carbonatpuffer, pH 9,6, und dann 5 Minuten
in Dimethylsulfoxid (DMSO) eingeweicht wurde. Die zwei Fasernetzstücke wurden
dann 2 Stunden in eine Lösung
von Ethylenglycolbis-[succimidylsuccinat] (0,10 g EGS, Pierce, in
15 ml wasserfreiem DMSO, Aldrich) eingelegt, um die Polylysinmoleküle zu vernetzen
und sie auf diese Weise stabiler zu machen. Das Fasernetz wurde
dann zweimal jeweils 5 Minuten mit destilliertem Wasser gespült.
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Das
Fasernetz wurde gespült,
indem das Netz 30 Sekunden in Isopropylalkohol (IPA) eingeweicht
wurde, und dann an der Luft getrocknet. Die Benetzbarkeit des Fasernetzes
wurde mit einem unbehandelten Fasernetz verglichen, indem ein kleiner
Tropfen Wasser auf das Netz aufgebracht wurde, während das Netz horizontal in
der Luft schwebend gehalten wurde. Das Wassertröpfchen blieb in tropfenähnlicher
Halbkugelform auf dem unbehandelten PGA:PLA-Netz, während auf
dem erfindungsgemäß behandelten
PGA:PLA-Netz das Wassertröpfchen
sofort durch das Netz hindurchfiel.
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Ein
5 × 5
mm großer
Netzabschitt wurde mit Ponceau S-Färbemittel (Sigma, 0,04 g Ponceau
S-Färbemittel
in 575 ml konzentrierter Essigsäure
in 100 ml destilliertem Wasser) gefärbt und zeigte die Anwesenheit
von Aminogruppen durch die Bildung einer schwachen Rosafärbung des
Netzes an. Ein Abschnitt von 1 × 1
cm des Netzes wurde verwendet, um die Anzahl verfügbarer Aminogruppen
auf dem Netz mit dem Sulfo-SDTB-Test (Pierce) zu messen. Siehe Beispiel
2 zu den Ergebnissen des Sulfo-SDTB-Tests.
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BEISPIEL 2
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Dieses
Beispiel beschreibt die Verstärkung
der ersten Polylysin-Schicht mit einer zweiten Polylysin-Schicht
auf der in Beispiel 1 beschriebenen Probe. Eines der zwei PGA:PLA-Netze
von Beispiel 1 wurde nochmals 15 Minuten in die 0,5%-ige Polylysinlösung eingelegt
(vor dem Spülen
mit destilliertem Wasser oder IPA). Die Probe wurde dann 5 Minuten
in 20 ml destilliertem Wasser gespült, 30 Sekunden mit IPA gespült und an
der Luft getrocknet.
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Die
Benetzbarkeit des Fasernetzes wurde mit unbehandelten Fasern verglichen,
indem ein kleiner Tropfen Wasser auf das Netz aufgebracht wurde.
Das Wassertröpfchen
blieb in tropfenähnlicher Halbkugelform
auf dem unbehandelten PGA:PLA-Netz, während das Wassertröpfchen auf
dem erfindungsgemäß behandelten
PGA:PLA-Netz sofort durch das Netz hindurchfiel.
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Ein
5 × 5
mm großer
Abschnitt der Probe wurde mit Ponceau S-Färbemittel gefärbt und
zeigte eine sehr gleichmäßige, dunkle
Rosafärbung.
Drei 1 × 1
cm-Segmente des Netzes mit zwei Polylysin-Schichten wurden durch
den Sulfo-SDTB-Test analysiert.
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Zur
Durchführung
des Sulfo-SDTB-Tests wurde eine Stammlösung hergestellt, indem 10,6
mg Sulfo-SDTB und 0,444 ml DMF in 3,55 ml Natriumbicarbonatlösung aufgelöst wurden.
Eine Standardkurve wurde erstellt, indem 0,02 ml Stammlösung mit
2 ml 35%-iger Perchlorsäure
vermischt wurden. Aus dieser Ausgangslösung wurden sieben 1:2-Verdünnungen
hergestellt und bei 498 nm auf einem UV-VIS-Spektrophotometer gemessen,
um eine Eichkurve aufzustellen. Die Proben wurden 10 Minuten in
0,25 ml Stammlösung
eingeweicht. Die Stücke
wurden dann zweimal jeweils 5 Minuten mit 4 ml destilliertem Wasser
gespült.
Jedes Stück wurde
dann 10 Minuten in 2 ml 35%-ige Perchlorsäure eingelegt. Ein ml Perchlorsäurelösung von
jedem der Stücke
wurde auf dem UV-VIS-Spektrophotometer bei 498 nm im Vergleich zu
einer Perchlorsäure-Blindlösung gemessen.
Die Ergebnisse wurden unter Verwendung der Eichkurvengleichung in
Einheiten von nmol/cm2 umgerechnet. Die
Differenz in der Anzahl der Aminogruppen zwischen der ersten und
der zweiten Schicht zeigt die Verstärkungswirkung an. Keine Aminogruppen-Differenz
zwischen der Vicryl-Kontrolle und der ersten Schicht kann darauf
zurückzuführen sein,
daß die
Sulfo-SDTB-Reagenzien keinen Zugang zu der geringen Anzahl unvernetzter
Aminogruppen gewinnen konnten, während
die Aminogruppen an den Seitenketten des Polymers der zweiten Schicht
imstande waren, mit den freien Aminogruppen der ersten Schicht zu reagieren.
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-
BEISPIEL 3
-
Dieses
Beispiel beschreibt die Behandlung eines Dünnschichtträgerelements, das aus Poly(d,1-milchsäure):Poly(glycolsäure)-Copolymer
(d,1-PLA:PGA-Copolymer) im Verhältnis
von 85:15 PLA zu PGA bestand (Birmingham Polymers, Birmingham, AL),
mit einer Schicht aus Polyethylenamin (PEI, Sigma), um es stärker wasserbenetzbar
zu machen und funktionelle Gruppen an der Oberfläche der Schicht einzubauen.
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Bei
dem Verfahren wurde ein PLA:PGA 85:15-Polymerfilm von etwa 2 cm
mal 2 cm mal 20 μm
aus einem größeren Film
ausgeschnitten, der durch Foliengießen des Polymers aus Aceton
unter Verwendung einer Auszieh-Foliengießvorrichtung (BYK Gardner,
Silver Springs, MD, Modell AG-3860) hergestellt wurde. Der Polymerfilm
wurde 0,5 min in Isopropanol eingelegt. Überschüssiges Isopropanol wurde durch
Abschütteln
des Überschusses
entfernt, ohne den Film vollständig
trocknen zu lassen. Der Film wurde 10 Minuten in eine wäßrige Lösung von
0,5% PEI (in Carbonatpuffer, pH 9,6) eingelegt, 5 Minuten in Carbonatpuffer
gespült,
dann in destilliertem Wasser gespült und 20 Minuten in eine Lösung von
1% Glutaraldehyd in Carbonatpuffer eingelegt, um hydrolytisch instabile
Azomethin-(Imin-)Bindungen zu bilden. Die Probe wurde zweimal je
5 Minuten in destilliertem Wasser gespült und dann getrocknet, indem
die Probe 30 Sekunden in Isopropanol angefeuchtet und an der Luft
getrocknet wurde.
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Auf
das Material wurden Wassertröpfchen
aufgebracht und mit einem Goniometer gemessen und zeigten eine Zunahme
des Kontaktwinkels um etwa 10°.
Ein 5 × 5
mm-Abschnitt des Films wurde mit Ponceau S-Färbemittel gefärbt und
zeigte eine schwache Rosafärbung.
Ein Teil der Probe wurde für
eine Analyse durch Sulfo-SDTB aufbewahrt (Siehe Beispiel 4 zu den
Sulfo-SDTB-Ergebnissen).
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BEISPIEL 4
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Eine
zweite Schicht aus PEI (Sigma) wurde an die erste Schicht eines
Stücks
des in Beispiel 3 hergestellten Materials angelagert, indem die
Probe 30 Minuten in eine 0,5%-ige wäßrige PEI-Lösung eingetaucht wurde (vor
dem Spülen
mit IPA), dann zweimal je 5 Minuten in destilliertem Wasser gespült wurde.
Die Probe wurde gespült,
indem die Probe 30 Sekunden in Isopropanol getaucht und dann an
der Luft getrocknet wurde. Ein Stück der Probe wurde durch Eintauchen
in Ponceau S-Färbemittel
gefärbt.
Es wurde eine Dunkelosafärbung
beobachtet. Drei Stücke
von 1 × 1
cm der Probe wurden durch den Sulfo-SDTB-Test analysiert. Die Ergebnisse
der Sulfo-SDTB-Analysen waren:
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BEISPIEL 5
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Dieses
Beispiel beschreibt ein Verfahren zur Anlagerung einer zweiten Schicht
aus Polyethylenimin an eine erste Schicht aus Polylysin auf einem
porösen
PGA:PLA-(VicrylTM-) Fasernetzträger. Die
Probe wurde 30 Sekunden in Isopropanol eingelegt, dann 10 Minuten
in eine 0,4%-ige Polylysinlösung
(0,04 g Polylysinhydrochlorid, Aldrich, in 10 ml Carbonatpuffer,
pH 9,6) eingelegt. Die Probe wurde dann 5 Minuten in Carbonatpuffer und
anschließend
5 Minuten in Aceton gespült.
Dann wurde die Probe 2 Stunden in eine Lösung von 0,4% Ethylenglycolbis-[succinimidylsuccinat]
(0,057 g EGS, Pierce, in 15 ml Aceton, Aldrich) eingelegt. Die Probe wurde
20 Minuten in 20 ml destilliertem Wasser gespült, dann wurde die Probe 30
Sekunden durch Einweichen in Isopropanol gespült, und ein Abschnitt von 5 × 5 mm wurde
an der Luft getrocknet. Der getrocknete Abschnitt der Probe wurde
mit Ponceau S-Färbemittel
gefärbt,
das eine gleichmäßige Rosafärbung zeigte.
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Um
die Beschichtung zu verstärken,
wurde der übrige
Teil der Probe sofort 15 Minuten in 0,5%-ige PEI-Lösung eingelegt, bevor er mit
destilliertem Wasser oder IPA gespült wurde. Die Probe wurde zweimal
5 Minuten je Spülung
mit destilliertem Wasser gespült,
dann 30 Sekunden mit Isopropanol gespült und an der Luft getrocknet.
Ein Stück
von 5 × 5
mm der Probe wurde mit Ponceau S-Färbemittel gefärbt, das
eine Dunkehosafärbung
zeigte. Die Sulfo-SDTB-Analyse der verfügbaren Aminogruppen lieferte
die folgenden Ergebnisse:
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BEISPIEL 6
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Dieses
Beispiel beschreibt die Behandlung eines nichtporösen PLA:PGA-Films
mit einer ersten PEI-Schicht und einer zweiten Schicht aus Polylysin.
Ein Film aus 85:15 PLA:PGA (Birmingham Polymers) wurde 30 Sekunden
in IPA gespült
und dann 10 Minuten in eine 0,5%-ige PEI-Lösung eingelegt. Die Probe wurde
zweimal mit Carbonatpuffer gespült
(5 Minuten je Spülung)
und dann 20 Minuten in eine 1%-ige Glutaraldehydlösung in
Carbonatpuffer eingelegt. Die Probe wurde dann zweimal mit destilliertem
Wasser gespült
(5 Minuten je Spülung).
Ein Teil eines Abschnitts der Probe wurde 30 Sekunden in IPA gespült, an der
Luft getrocknet und mit Ponceau S-Färbemittel gefärbt und
ergab eine schwache Rosafärbung.
Ein weiterer Teil der Probe wurde durch Sulfo-SDTB analysiert. Der
Rest der Probe wurde 30 Minuten in eine 0,4%-ige Polylysinlösung in
Carbonatpuffer eingelegt, um die Aminogruppen zu verstärken. Die
verstärkte
Probe wurde zweimal in destilliertem Wasser gespült (5 Minuten je Spülung), 30
Sekunden in IPA gespült
und an der Luft getrocknet. Ein Abschnitt der verstärkten Probe
wurde in Ponceau S-Färbemittel
eingeweicht und zeigte eine mittlere Rosafärbung. Ein Abschnitt der verstärkten Probe
wurde durch Sulfo-SDTB analysiert. Die Sulfo-SDTB-Ergebnisse waren:
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BEISPIEL 7
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Dieses
Beispiel beschreibt ein Verfahren zur Ermittlung der Stabilität der Beschichtung
auf einem PGA:PLA-Gerüst.
Eine Probe von 2 cm × 2
cm eines 90:10 PGA:PLA-Fasernetzes (VicrylTM)
wurde 30 Sekunden mit IPA befeuchtet, 10 Minuten in 10 ml 0,5%-igem
Polylysin in Carbonatpuffer eingeweicht, 3 Minuten in 20 ml Carbonatpuffer
(0,05 M, pH 9,6) gespült
und 20 Minuten in 15 ml einer 1%-igen Glutaraldehydlösung in Carbonatpuffer
(0,05 M, pH 9,6) eingelegt. Die Probe wurde entnommen, zweimal mit
destilliertem Wasser gespült,
ein Abschnitt wurde zum Färben
mit Ponceau S entfernt, und der Rest wurde 4 Stunden in die 0,5%-ige Polylysinlösung zurückgelegt,
wodurch auf der Probe zwei Polylysinschichten entstanden. Die Probe
wurde dann zweimal in 20 ml destilliertem Wasser gespült (5 Minuten
je Spülung),
30 Sekunden in IPA gespült
und an der Luft getrocknet.
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Ein
Teil der Probe wurde zum Färben
mit Ponceau S entnommen, das eine gleichmäßige Rotfärbung zeigte, was auf die Gegenwart
von Aminogruppen schließen
ließ.
Die Probe wurde eine Woche lang bei 37°C in 15 ml phosphatgepufferte
Salzlösung
(Dulbeccos PBS, pH 7,2, Gibco/BRL) eingelegt. Jeden Tag wurde die Probe
in frischen Puffer eingelegt und ein Teil wurde entnommen und mit
Ponceau S-Färbemittel
gefärbt.
Die Ergebnisse zeigten, daß die
Beschichtung sieben Tage lang intakt blieb, wie durch einen visuellen
Vergleich der gleichmäßigen Rotfärbung aller
Proben angezeigt wird. Unbehandelte Kontrollen zeigten keine Färbung.
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BEISPIEL 8
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Dieses
Beispiel zeigt einen Vergleich von behandelten und unbehandelten
Proben zur Einschätzung der
Zelltoxizität.
In einer sterilen Laminarbox wurde ein PGA:PLA-Fasernetzpaket (VicrylTM) geöffnet,
ein Stück von
5 × 5
cm wurde zugeschnitten und als Kontrolle in einen sterilen Behälter eingebracht.
Ein weiteres Stück von
5 × 5
cm wurde zugeschnitten und entsprechend dem folgenden Protokoll
beschichtet (das ausschließlich in
der sterilen Box ausgeführt
wurde, wobei alle Becher und Geräte
vor der Verwendung im Autoklav behandelt wurden). Das Netz wurde
30 Sekunden in 40 ml IPA eingelegt, 10 Minuten in 20 ml 0,5%-iger
steriler gefilterter PEI-Lösung
in Carbonatpuffer eingeweicht, 5 Minuten in 60 ml Carbonatpuffer
gespült,
3 Minuten in 25 ml Aceton gespült,
dann 2 Stunden unter Rühren
in eine EGS-Lösung
(0,202 g EGS in 30 ml Aceton) eingebracht. Nach 2 Stunden wurde
die Probe 15 Minuten in die ursprüngliche PEI-Lösung eingelegt,
um die Beschichtung zu verstärken,
dann wurde die Probe zweimal 5 Minuten mit 60 ml sterilem Wasser
gespült.
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Ein
Abschnitt von 5 × 5
mm wurde entnommen und mit Ponceau S-Färbemittel gefärbt, um
die Anlagerung von Aminogruppen zu bestätigen. Der Rest der Probe wurde
30 Sekunden mit IPA gespült,
an der Luft getrocknet und in einen sterilen Behälter eingebracht, bevor die
Probe aus der Laminarbox entnommen wurde. Das Ponceau S-Färbemittel
zeigte eine gleichmäßige Rotfärbung, was
auf die Gegenwart von transient immobilisierten Aminogruppen schließen ließ.
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Die
sterile Kontrolle und die behandelten Proben wurden gemäß den USP-Richtlinien
für Zelltoxizität mittels
Elutionstest geprüft.
Die Proben wurden 24 Stunden bei 37°C in einem Verhältnis von
30 cm2 pro 5 ml in Minimalmedium-Behälter (MEM-Behälter) eingebracht.
Eine Teilmenge von 2 ml des MEM wurde dann 48 Stunden bei 37°C auf eine
Wachstumskultur von L929-Zellen aufgebracht. Nach 48 Stunden wurden
die Zellen auf Zellauflösung
und die Gegenwart von diskreten intrazytoplasmatischen Körnchen analysiert.
Die Ergebnisse zeigten, daß die
unbehandelte Kontrolle und die behandelte Testprobe beide nichttoxisch
waren. Positive (toxische) und negative (MEM allein) Kontrollen
wurden benutzt, um die Gültigkeit
des Tests sicherzustellen.
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BEISPIEL 9
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Dieses
Beispiel beschreibt ein Verfahren zur Messung der Biokompatibilität einer
biologisch abbaubaren Probe, die durch Anlagerung eines hydrophilen
Tensids modifiziert wird, um erhöhte
Benetzbarkeit und chemisch funktionelle Gruppen bereitzustellen.
Die bei diesem Testverfahren verwendbaren Materialien sind diejenigen,
die in den Beispielen 1 bis 6 beschrieben wurden. Proben von jedem
der Testmaterialien werden durch Gammabestrahlung mit weniger als
4 mrad sterilisiert. Die Proben werden in Ratten implantiert. Gewebeexplantate
werden durch histologische Verfahren untersucht, um Abnormitäten in der
Gewebereaktion nachzuweisen. Histologisch werden keine Unterschiede
zwischen den behandelten und unbehandelten Materialien erwartet.
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BEISPIEL 10
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Dieses
Beispiel beschreibt ein Verfahren zum Züchten von Knorpel für rekonstruktive
Chirurgie. Menschliche Chondrozyten (Knorpelzellen) werden von einem
Patienten entnommen. Die Zellen werden gesammelt und in ein Konstrukt
eingeimpft, das aus einem Poly(glycolsäure)-Netz besteht, das mit
reversibel vernetztem Polylysin beschichtet ist. Das Konstrukt und
die Zellen werden zwei Wochen bei 37°C in einer befeuchteten Umgebung
inkubiert. Das Konstrukt und die Zellen werden in den Defektbereich
implantiert. Der Abbau des Polymers erfolgt gleichzeitig mit der
Bildung einer neuen extrazellulären
Matrix durch die Zellen. Es wird die Bildung von funktionsfähigem Knorpel
erwartet.
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BEISPIEL 11
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Dieses
Beispiel beschreibt die Bestimmung der Abbaurate eines Polymerkonstrukts
durch beschleunigte Alterung. Kontrollproben waren ein unbehandeltes
PGA:PLA-Netz (VicrylTM). Die Testproben
wurden auf die folgende Weise hergestellt. Proben von 2,5 cm × 2,5 cm
aus PGA:PLA-Netz (VicrylTM) wurden 30 Sekunden in
60 ml IPA eingeweicht und dann 10 Minuten in 135 ml 0,5%-ige PEI-Lösung eingelegt. Die Proben
wurden 5 Minuten mit 150 ml Carbonatpuffer (pH 9,7) gespült, 3 Minuten
mit 150 ml Aceton gespült
und dann 2 Stunden in eine Lösung
von EGS in Aceton (1,014 g EGS, Pierce, in 150 ml Aceton) unter
Stickstoff eingelegt. Die Proben wurden dann 15 Minuten in 135 ml
einer 0,5%-igen PEI-Lösung übertragen,
um die Beschichtung zu verstärken.
Das Molekulargewicht einer repräsentativen
Probe wurde zum Zeitpunkt 0 gemessen, indem die Eigenviskosität (IV) des
in Hexafluorisopropanol (HFIP) gelösten Materials bestimmt wurde.
Die Proben wurden bei 57°C
in phosphatgepufferte Salzlösung,
pH 7,2, eingelegt. Während
der Dauer der Untersuchung wurde der Puffer zweimal täglich von
jeder Probe entfernt und durch frischen Puffer ersetzt. Zweimal
täglich
wurden Proben entnommen, indem der Puffer entfernt wurde und man
die übrigen
Polymerstücke
trocknen ließ. Der
Molekulargewichtsverlust der gesammelten Proben wurde durch Bestimmung
der Eigenviskosität
in HFIP analysiert. Die Ergebnisse zeigten einen annähernd gleichen
Molekulargewichtsverlust für
die behandelten Proben und die unbehandelten Kontrollen.
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BEISPIEL 12
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Dieses
Beispiel beschreibt ein Verfahren zur Bestimmung der langfristigen
In-vivo-Biokompatibilität einer
Probe, wie z. B. derjenigen, die in Beispiel 8 beschrieben wurde.
Dieses Verfahren ist so angelegt, daß es die chronische Reaktion
auf das Material ermittelt. Eine Probe wird gemäß Beispiel 8 hergestellt, durch
Gammabestrahlung sterilisiert und aseptisch unter der Haut von Kaninchen
eingesetzt. Nach 1 Monat, 2 Monaten und 4 Monaten werden Proben
zusammen mit umgebenden Geweben entnommen und histologisch untersucht,
um die Reaktion des Körpers
auf die Vorrichtung zu untersuchen. Es werden keine langfristigen
schädlichen
Wirkungen erwartet.
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BEISPIEL 13
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Dieses
Beispiel beschreibt ein Verfahren zur Abgabe biologischer Wirkstoffe
unter Verwendung der erfindungsgemäßen Vorrichtungen. Als Ergebnis
der in Beispiel 5 beschriebenen Behandlung wird das PGA-Fasernetz
mit reversibel vernetzten Polylysin- und PEI-Molekülen beschichtet,
die dem Polymer größere Hydrophilie
verleihen und einige freie Aminogruppen liefern. An die freien Hydroxylgruppen
werden unter Verwendung reversibler Vernetzungsmittel entzündungshemmende
Medikamente angelagert.
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Es
wird erwartet, daß durch
die Verwendung von entzündungshemmenden
Medikamenten der mit der implantierbaren Vorrichtung verbundene
Entzündungsgrad
vermindert wird.
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BEISPIEL 14
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Dieses
Beispiel beschreibt ein Verfahren zur Anlagerung von Zelladhäsionspeptiden
an eine Vorrichtung wie diejenigen, die in den Beispielen 1 und
3 beschrieben wurden. Das Fasernetz oder der aus einem Lösungsmittel
gegossene Film mit einer einzigen Schicht wird eine Lösung eingebracht,
die ein Vernetzungsmittel enthält.
Nach 10 Minuten wird die Probe aus der ersten Lösung entnommen und gespült, um überschüssige Vernetzungsmittel
zu entfernen. Die Probe wird dann in eine Lösung eingebracht, die Zelladhäsionspeptide
enthält,
die mit dem an das Polymer der ersten Schicht angelagerten Vernetzungsmittel
reagieren. Die Gegenwart von Zelladhäsionspeptiden wird durch eine
Zunahme der Zellausbreitung von Endothelzellen in serumfreien Medien
nachgewiesen. Es wird erwartet, daß durch die Verwendung von
Zelladhäsionspeptiden
die Anlagerung von Zellen, die zusammen mit der Vorrichtung implantiert
werden, an die Membran verlängert
wird.
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BEISPIEL 15
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Dieses
Beispiel beschreibt eine Tierstudie zum Testen der Wirksamkeit eines
biologischen Wirkstoffs, der an ein Polymergerüst angelagert wird. Eine Membran,
die aus Lösungsmittel
gegossenen PGA:PLA-Film und PGA-Fasern (z. B. Resolut®-Membran,
W.L. Gore & Associates,
Inc., Flagstaff, AZ) enthält,
wird mit reversibel vernetztem PEI beschichtet. An die freien Aminogruppen
des PEI wird ein entzündungshemmendes
Mittel kovalent gebunden. Die Proben werden in die Mandibula eines
Hunds eingesetzt. Die Entzündung
in der Nähe
von Testproben wird mit der Entzündung
von Kontrolltieren verglichen. Es wird erwartet, daß der Entzündungsgrad
an der Implantationsstelle durch die Gegenwart von entzündungshemmenden
Medikamenten vermindert wird.
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BEISPIEL 16
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Dieses
Beispiel beschreibt die Verwendung der vorliegenden Erfindung zur
Verbesserung der Knochenregeneration unter einer resorbierbaren
Membran bei der Behandlung einer Zahnwurzelhauterkrankung. Es ist
gezeigt worden, daß die
Verwendung einer Membran die Regeneration des Knochens verbessert.
Im vorliegenden Beispiel wird die Verwendung einer Membran mit der
Freisetzung eines Wachstumsfaktors kombiniert, der die Knochenneubildung
stimuliert. Rekombinantes morphogenetisches Menschenknochenprotein (rhBMP-2)
wird nach reversibler Vernetzung des PEI mit einem porösen Faserabschnitt
einer Membran, die aus PGA-Fasern und einem nichtporösen Film
aus PLA:PGA besteht (z. B. Resolut®-Membran,
W.L. Gore & Associates,
Inc., Flagstaff, AZ) an die freien Aminogruppen von PEI angelagert.
Nach 2, 4, 6 und 12 Wochen wird der Defekt sondiert, um die Knochenregeneration
zu ermitteln. Es wird erwartet, daß durch die Gegenwart von rhBMP-2
die Knochenbildungsgeschwindigkeit im Vergleich zu Kontrollen erhöht wird.
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BEISPIEL 17
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Dieses
Beispiel beschreibt die Anwendung der vorliegenden Erfindung bei
der Behandlung von Gelenkknorpelschädigung. Die vorliegende Erfindung
in Form eines PGA-Fasernetzes, das mit PEI behandelt und reversibel
mit EGS vernetzt wird, wird als Träger von körpereigenen Knorpelzellen verwendet,
die vorher geerntet wurden, und dann mit den Zellen auf den Fasern
in einem Inkubator beimpft, um die Bildung von neuem Knorpelgewebe
zu fördern.
Nach zwei Wochen wird das Konstrukt in den Gelenkknorpelgewebedefekt
implantiert. Eine abbaubare Membran wird verwendet, um das Konstrukt
gegen Eindringen weicher Gewebezellen zu schützen. Es wird erwartet, daß funktionsfähiges Gelenkknorpelgewebe
gebildet wird.
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BEISPIEL 18
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Dieses
Beispiel beschreibt die Anwendung der vorliegenden Erfindung als
chirurgisches Netz. Ein PGA:PLA-Fasernetz (z. B. VicrylTM-Geflecht,
Ethicon, Somerville, N.J.) wird mit PEI behandelt und mit EGS vernetzt,
um reversible Vernetzungen zu bilden. An die freien Aminogruppen
des PEI wird das antimikrobielle Mittel Gentamicin angelagert. Das
Netz wird auf eine Operationswunde aufgelegt, um Infektion zu bekämpfen und
die Adhäsion
von zwei weichen Gewebetypen zu verhindern. Es wird erwartet, daß durch
den Zusatz des antimikrobiellen Mittels das Auftreten von bakteriellen
Informationen an der Implantationsstelle verhindert wird.
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BEISPIEL 19
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Dieses
Beispiel beschreibt die Aufnahme von Medikamenten auf die Oberfläche einer
Vorrichtung, die als anastomotische Schlinge verwendet wird, um
der Membran eine antiproliferative Fähigkeit zu vermitteln. Die
PGA:PLA-Schlinge (z. B. VicrylTM) wird mit
PEI beschichtet, um funktionelle Stellen für das Anpfropfen des antiproliferativen
Medikaments an die Membran bereitzustellen. Mycophenolsäure (Sigma)
wird über
eine Carbonsäurefunktionalität auf die
folgende Weise an die freien Aminosäuregruppen des PEI mit N,N'-Dicyclohexylcarbodiimid
(DCC, Pierce, Rockford, IL) angelagert. Der PEI-beschichtete PGA-PLA-Träger wird
30 Sekunden in IPA eingetaucht, bis er vollständig befeuchtet ist. Als nächstes wird
die Probe unter Rühren
in eine Lösung
von 0,5 M Mycophenolsäure
getaucht. Eine Halterung wird in die Lösung eingebracht, um die Probe
von einem Rührstab
fernzuhalten. Die Lösung
wird auf –10°C abgekühlt. Als
nächstes
wird Dicyclohexylcarbodiimid (0,5 M in Ethanol), gleichfalls auf –10°C abgekühlt, in
die gerührte
Lösung
getropft. Die Temperatur wird auf –10°C gehalten, bis die gesamte
DCC-Lösung
zugesetzt ist. Die Temperatur läßt man langsam
auf 4°C ansteigen,
und die Reaktion dauert über
Nacht an. Als nächstes
werden einige Tropfen Essigsäure
zugesetzt, und das Gemisch wird weitere 10 Minuten gerührt. Das
Polymer wird mit frischem Ethanol, Wasser und Ethanol gewaschen
und getrocknet. Der PEI-beschichtete PGA-PLA-Träger wird perianastomotisch
um arteriell vaskuläre
Anastomosen geschlungen, um Pharmazeutika zur Verhinderung von anastomotischer
Hyperplasie abzugeben. Das Medikament wird von der Copolymerschlinge
freigesetzt, während
die Esterbindungen zwischen dem Medikament und vernetztem PEI hydrolysiert
werden. Anschließend
diffundiert das Medikament von der Vorrichtung. Es wird erwartet,
daß die
Freisetzung einer antiproliferativen Verbindung mit dem Abbau der
Membran die Entstehung von Hyperplasie bei Gefäßtransplantaten verhindert.
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BEISPIEL 20
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Dieses
Beispiel beschreibt ein alternatives Verfahren zur reversiblen Stabilisierung
einer ersten Schicht aus PVA auf einem abbaubaren Polymerträger. Ein
PGA:PLA-Netz (z. B. VicrylTM) wird 0,5 Minuten
mit Isopropanol gespült,
dann in eine wäßrige Lösung von
1% PVA eingetaucht. Überschüssiges PVA
wird zweimal 5 Minuten in destilliertem Wasser von dem Netz abgespült. Das
PGA-Netz mit PVA wird in eine Lösung von
Natriumtetraboratdecahydrat (Na2B4O·10H2O) (Aldrich) mit einem pH-Wert von 8 eingelegt.
Jedes Boratom bildet einen nichtkovalenten Ladungskomplex mit vier
freien Hydroxylen. Es wird erwartet, daß die PVA-Schicht die Benetzbarkeit
des Netzes erhöht.
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BEISPIEL 21
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Dieses
Beispiel beschreibt ein alternatives Verfahren zur reversiblen Stabilisierung
einer ersten und einer zweiten Schicht aus einem Poly(anion) und
einem Poly(kation) auf einem biologisch abbaubaren Polymerträger. Eine
Probe von 2 × 2
cm eines PGA:PLA-Fasernetzträgers
(VicrylTM) wurde 30 Sekunden mit Isopropanol
gespült
und 15 Minuten in eine Lösung
von 2% Poly(acrylsäure)
eingelegt (5,0 g 40 Gew.-%
Poly(acrylsäure):Natriumsalz,
Aldrich, in 95 ml destilliertem Wasser). Der pH-Wert wurde mit HCl
auf 2,5 eingestellt. Überschüssige Poly(acrylsäure) wurde
mit destilliertem Wasser von dem Träger abgespült (1 Minute), und der Träger wurde
20 Stunden in eine Lösung
von 0,05% Poly(lysin) (Aldrich) in destilliertem Wasser eingelegt.
Der pH-Wert der Polylysinlösung
wurde mit NaOH auf 7,0 eingestellt. Das Polylysin koazervierte mit
der adsorbierten Poly(acrylsäure),
um eine transient vernetzte Poly(lysin)-Schicht zu bilden. Die Benetzbarkeit
des Fasernetzes wurde mit einem unbehandelten Fasernetz verglichen,
indem ein kleiner Tropfen Wasser auf das Netz aufgebracht wurde,
während
das Netz in der Luft horizontal schwebend gehalten wurde. Das Wassertröpfchen blieb
in tropfenähnlicher
Halbkugelform auf dem unbehandelten PGA:PLA-Netz, während auf
dem erfindungsgemäß behandelten
PGA:PLA-Netz das Wasser sofort durch das Netz hindurchfiel, wodurch
eine Zunahme der Hydrophilie der behandelten Membran im Vergleich
zur unbehandelten Kontrolle demonstriert wurde.
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BEISPIEL 22
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Dieses
Beispiel beschreibt ein alternatives Verfahren zur reversiblen Stabilisierung
einer Schicht von Poly(vinylalkohol) (PVA) auf einem abbaubaren
Polymerträger
und weist ein Verfahren zum Gefrieren und Auftauen des PVA auf.
Bei dem Verfahren wird eine Probe von 2 cm × 2 cm PGA:PLA (Vicryl) 30
Sekunden in IPA eingeweicht und 10 Minuten in eine 1%-ige wäßrige Lösung von
PVA (Spectrum) eingelegt. Der Träger
wurde dann bei –20°C in einen
Gefrierschrank eingebracht. Nach 6 Stunden wurde die Probe aus dem
Gefrierschrank entnommen und ihre Erwärmung auf Raumtemperatur abgewartet.
Nach 6 Stunden wurde die Probe wieder bei –20°C in einen Gefrierschrank eingelegt.
Nach 11 Stunden wurde die Probe wieder auf Raumtemperatur gebracht.
Nach 3 Stunden wurde die Probe zweimal 5 Minuten in destilliertes
Wasser eingelegt. Die Probe wurde 30 Sekunden in IPA gespült und an
der Luft getrocknet.
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Durch
diesen Prozeß wurden
Wasserstoffbindungen zwischen den Hydroxylgruppen des PVA erzeugt. Die
Benetzbarkeit des Fasernetzes wurde mit einem unbehandelten Fasernetz
verglichen, indem ein kleiner Tropfen Wasser auf das Netz aufgebracht
wurde, während
das Netz horizontal in der Luft hängend gehalten wurde. Das Wassertröpfchen blieb
in tropfenähnlicher
Halbkugelform auf dem unbehandelten PGA:PLA-Netz, während auf
dem erfindungsgemäß behandelten
PGA:PLA-Netz das Wasser in das Netz einsickerte und innerhalb von
50 Sekunden vollständig
absorbiert wurde, wodurch eine Zunahme der Hydrophilie der behandelten
Membran im Vergleich zur unbehandelten Kontrolle demonstriert wurde.
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BEISPIEL 23
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Dieses
Beispiel beschreibt ein Verfahren zum Nachweis des Vernetzungsgrades
von Poly(vinylalkohol) (PVA) auf einem biologisch abbaubaren Trägerelement.
Zum Nachweis der freien Hydroxylgruppen des PVA vor und nach der
Vernetzung, wie in Besispiel 22 beschrieben, wurde Fourier-Transform-Infrarotspektroskopie
mit abgeschwächter
Totalreflexion (ATR-FTIR) angewandt. Eine Verschiebung der Peakposition
der Hydroxylgruppe (OH) von etwa 3349 cm–1 nach
etwa 3383 cm–1 bei
Abnahme der Peakintensität
ist proportional zum Vernetzungsgrad. Eine Abnahme der Peakintensität von etwa
50% und eine Verschiebung von etwa 3349 cm–1 nach
etwa 3383 cm–1 wird
erwartet, wenn etwa 50% der Hydroxylgruppen des PVA vernetzt sind.
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BEISPIEL 24
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Dieses
Beispiel veranschaulicht die vorliegende Erfindung mit einem biologisch
abbaubaren Trägerelement,
das aus einer Dünnschicht
aus Poly(milchsäure):
Poly(glycolsäure)-(PLA:PGA-)
Copolymer in einem Verhältnis
von 85:15 PLA zu PGA besteht, die eine metallische Gefäßprothese
(Stent) bedeckt, um einen Verbundstoff zu bilden. Zum Aufbau des
Verbundstoffs wird ein Nitinoldraht-Stent mit dem PLA:PGA-Filmträgerelement
bedeckt. Nach dem Aufbau wird das Verbundelement in Isopropylalkohol
getaucht, um das Trägerelement
vorzunetzen. Anschließend
wird es etwa 5 Minuten in eine wäßrige Lösung von
etwa 1 % Polyethylenimin (PEI) in Aceton getaucht und danach etwa
10 Minuten in destilliertem Wasser gewaschen, um überschüssiges Massecopolymerat
zu entfernen. Das adsorbierte PEI wird vernetzt, wie ausführlich in
Beispiel 3 beschrieben, um eine erste Schicht auf der Trägerelement-Komponente des Stent-Verbundelements
zu bilden. Eine gewünschte
bioaktive Spezies, wie z. B. Heparin, wird dann auf der ersten Schicht
immobilisiert. Es wird erwartet, daß durch die Gegenwart des bioaktiven
Mittels die mit dem Element verbundene Thrombusbildung verringert wird.
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BEISPIEL 25
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Dieses
Beispiel beschreibt die Anlagerung von antiadhäsiven Verbindungen an resorbierbare
Materialien, um frühe
entzündliche
Ereignisse in Verbindung mit Fremdkörperreaktionen in vivo zu verhindern.
Polyethylenglycol (PEG) wird über
verfügbare
funktionelle Gruppen an PEI-beschichtete PGA:PLA-Membranen angelagert.
Es wird erwartet, daß die
Gegenwart von PEG-Molekülen
die Adsorption von Proteinen verhindert und daß dadurch die Anlagerung von
Zellen an die Membran verhindert wird.
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BEISPIEL 26
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Dieses
Beispiel beschreibt die Anlagerung eines Proteins an ein resorbierbares
Gerüst,
um die Beladung der Membran gegenüber der Beladung einer unbehandelten
Membran zu erhöhen.
Als Modellprotein zur Verwendung in diesem Beispiel wurde Rinderserumalbumin
(BSA) gewählt.
BSA (Fraktion V, Sigma) wurde gemäß dem folgenden Protokoll mit 125I markiert: Ein mit Silicon behandeltes
1,5 ml-Mikrozentrifugenglas (Fisher) wurde vorher durch Füllen mit
200 ml Lösung
von 20 mg/ml Iodo-Gen-Reagenz
und Trocknenlassen über Nacht
mit Iodo-Gen-Reagenz (Pierce) beschichtet. Das Glas wurde bis zum
Gebrauch bei 4°C
gelagert. Am Tag der Iodierung wurde das Reaktionsglas mit PBS (Gibco/BRL)
gespült,
dann wurden 30 mg BSA (7,5 ml BSA mit 4 mg/ml), 5 ml Na125I
(1 mCi, Amersham) und 44 ml PBS, pH 7,2, in den Reaktionsbehälter gegeben. Das
Glas wurde 25 Minuten leicht geschüttelt, dann wurde die gesamte
Lösung
in eine NAP-5-Reinigungssäule
(Pharmacia) umgefüllt,
die mit PBS, pH 7,2, voräquilibriert
worden war. Zehn 200 ml-Fraktionen wurden durch Schwerkraft-Abtropfen
aufgefangen, wobei jeweils 200 ml Elutionsmittel zugesetzt wurden
und abgewartet wurde, bis die Säule
aufgehört
hatte zu tropfen, bevor der Prozeß fortgeführt wurde. Um die Fraktionen mit
iodiertem Protein zu identifizieren, wurde 1 ml von jeder Fraktion
33 ml BSA-Lösung
(10 mg/ml in PBS) zugesetzt, der 333 ml Trichloressigsäure-(TCA-)Lösung (100
mg/ml in destilliertem Wasser) zugesetzt wurden. Die Proben wurden
1 Stunde bei 4°C
inkubiert und bildeten eine trübe
Lösung.
Die Proben wurden zentrifugiert, die flüssigen Fraktionen wurden in
ein neues Glas umgefüllt,
und die Radioaktivität
sowohl der festen als auch der flüssigen Fraktionen wurde gemessen.
In den Proben 5, 6 und 7 wurde signifikante Radioaktivität (>95%) in der festen
Fraktion gefunden. Die entsprechenden Fraktionen wurden vereinigt
und bei 4°C
gelagert, bis sie gebraucht wurden.
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Die
Trägerpolymerproben
wurden auf die folgende Weise hergestellt: zwei 2 × 2 cm-Stücke PGA:PLA-Netz
(Vicryl
TM) wurden zugeschnitten und 30 Sekunden
in 30 ml IPA eingelegt, 10 Minuten in 10 ml einer 0,5%-igen PEI-Lösung in
Carbonatpuffer, pH 9,6, eingeweicht, 5 Minuten in 30 ml Carbonatpuffer
gespült,
3 Minuten in 10 ml Aceton gespült,
dann 2 Stunden unter. Rühren
in eine EGS-Lösung gegeben
(0,122 g EGS in 15 ml Aceton). Nach 2 Stunden wurden die Proben
15 Minuten unter Rühren
in die ursprüngliche PEI-Lösung eingelegt,
um die Beschichtung zu verstärken,
dann wurden die Proben zweimal 5 Minuten mit 30 ml destilliertem
Wasser gespült.
Schließlich
wurden die Proben 30 Sekunden mit 30 ml IPA gespült und an der Luft getrocknet.
Ein Abschnitt von 5 × 5
mm von jeder Probe wurde entnommen und mit Ponceau S-Färbemittel gefärbt, um
die Anlagerung von Aminogruppen zu bestätigen. Das Ponceau S-Färbemittel
zeigte eine gleichmäßige Rotfärbung, was
auf die Gegenwart von transient immobilisierten Aminogruppen schließen ließ. Eine der
Proben wurde in vier 1 × 1
cm-Stücke
geschnitten, wovon drei zur Messung der Konzentration von Aminogruppen
durch den Sulfo-SDTB-Test verwendet wurden. Die Ergebnisse waren:
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Die
andere Probe wurde zur Immobilisierung von
125I-BSA
verwendet. Sechs PEI-beschichtete Segmente wurden zugeschnitten
(je 5 × 5
mm), zusammen mit sechs unbehandelten Proben (5 × 5 mm), und nach dem folgenden
Schema zur Reaktion gebracht:
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Die
Proben wurden 10 Minuten in 0,2 ml BSA-Lösung eingelegt (entnommen aus
50 ml von 4 mg/ml BSA in PBS, pH 7,2, versetzt mit 100 ml
125I-BSA, spezifische Aktivität 156 cpm/mg),
dann wurden 80 ml Sulfo-EGS-Lösung
(4,5 mg Sulfo-EGS in 900 ml PBS, pH 7,2) den Gruppen 2 und 4 zugesetzt,
und 80 ml PBS wurden den Gruppen 1 und 3 zugesetzt. Die Lösungen wurden
30 Minuten bei Raumtemperatur inkubiert, die Membranen wurden entnommen
und individuell zweimal in 0,5 ml PBS gewaschen. Die nach dem Spülen an den
Membranen angelagerte Proteinmenge wurde bestimmt und ist nachstehend
dargestellt:
| angelagertes
Protein |
Gruppe | (mg/cm2) |
1 | 6,2 ± 1,4 |
2 | 8,5 ± 0,2 |
3 | 23,6 ± 1,4 |
4 | 21,9 ± 3,5 |
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BEISPIEL 27
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Dieses
Beispiel beschreibt ein Verfahren zum Nachweis von Aminogruppen
durch die Gegenwart des Elements Stickstoff nach Modifikation eines
Trägers
zur Anlagerung von Polylysin- oder Polyethylenimin-Schichten an
den Träger.
Proben, die keinen Stickstoff in dem Träger enthalten (z. B. PLA und
PGA), werden durch Röntgenphotoelektronenspektroskopie
analysiert, um Stickstoff in der ersten und/oder zweiten Schicht
nachzuweisen. Es wird erwartet, daß die Analyse von Oberflächen, die
Polylysin oder Polyethylenimin enthalten, die Gegenwart von Stickstoff
demonstriert.
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BEISPIEL 28
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Dieses
Beispiel beschreibt ein Verfahren zum Nachweis von Hydroxylgruppen
durch die Gegenwart von -OH-Gruppen (Molekulargewicht: 17 g/mol)
auf der Oberfläche.
Zur Analyse der Oberfläche
von modifizierten Proben wurde statische Sekundärionenmassenspektroskopie (statische
SIMS) angewandt. Es wird erwartet, daß die Gegenwart eines Peaks
bei 17 Atommasseeinheiten (amu) die Gegenwart von Hydroxylgruppen
auf einem Träger
anzeigt, der normalerweise keine Hydroxylgruppen enthält.