DE69830166T2

DE69830166T2 - Neue arzneimittel auf der basis von polymeren aus mit methacrylamid modifizierter gelatine

Info

Publication number: DE69830166T2
Application number: DE69830166T
Authority: DE
Inventors: Etienne Schacht; An Van Den Bulcke; Bernard Delaey; Jean-Pierre Draye
Original assignee: Innogenetics NV SA
Current assignee: Fujirebio Europe NV SA
Priority date: 1997-06-03
Filing date: 1998-06-03
Publication date: 2006-01-26
Anticipated expiration: 2018-06-04
Also published as: WO1998055161A1; JP3602145B2; DE69830166D1; EP0986408A1; PT986408E; EP0986408B1; HK1029289A1; JP2002506431A; AU736784B2; ATE295189T1; US6458386B1; AU8110198A; ES2243000T3; CA2290806A1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft Wundauflagematerialien, die entweder vernetzte methacrylamidmodifizierte Gelatine oder mit vinylsubstituierten Polysacchariden copolymerisierte methacrylamidmodifizierte Gelatine umfassen. Das Material ist zum Bedecken einer Vielfalt von Wundarten, insbesondere chronischen Wunden und Verbrennungen, verwendbar. Das Material ist auch für die kontrollierte Freisetzung von Arzneistoffen geeignet. Bei Beladung mit geeigneten Wachstumsfaktoren oder die Wundheilung fördernden Substanzen ist die Matrix zur Herstellung von Wundauflagen für die Behandlung einer Vielfalt von Wundarten, insbesondere chronischen Wunden und Verbrennungen, geeignet.
Eine sehr große Anzahl von Personen leidet an chronischen, nicht verheilenden Hautverletzungen. Ein gemeinsames Merkmal bei der Behandlung dieser Verletzungen ist, dass sie zur optimalen Heilung bedeckt werden müssen. Die heilsame Wirkung des Bedeckens von Wunden liegt auf verschiedenen Ebenen und hängt von der Art des verwendeten Auflagematerials ab. Für akute Verletzungen können geeignete Auflagen helfen, eine Hämostase zu erreichen und demnach den Blutverlust zu kontrollieren. Außerdem schirmt das Bedecken von Wunden die Wunde wirksam von der Umgebung ab und schützt sie auf diese Weise vor mikrobieller Verunreinigung. Außerdem können einige so genannte okklusive oder semiokklusive Wundauflagen die Wunde feucht halten, was für die Heilung förderlich ist. Schließlich können einige Wundauflagen den Heilungsprozess selbst direkt fördern, da sie zum Beispiel Komponenten enthalten, welche das Zellwachstum oder die Zellwanderung direkt fördern oder welche Zellen aus dem Immunsystem anziehen oder aktivieren, die selbst wachstumsfördernde Substanzen absondern. Andere Auflagen können antimikrobielle Substanzen enthalten, welche zur Kontrolle der Infektion der Wunde hilfreich sind.
Mit der Zeit wurde eine überraschend große Vielfalt von Auflagematerialien zur Wundbedeckung verwendet, von welchen viele zurzeit im Handel erhältlich sind. Jedes von ihnen hat in Abhängigkeit von der Art, Tiefe und Größe der Wunde, dem Fehlen oder Vorhandensein einer Infektion, dem Grad der Exsudatbildung usw. seine eigenen Indikationen.
Baumwollgaze zum Beispiel wird allgemein als Wundauflage verwendet. Sie hat den Vorteil, billig zu sein, aber den Nachteil, nicht okklusiv zu sein und manchmal in der Wunde überkrustet zu werden. Um dies zu verhindern, werden diese Auflagen manchmal mit einer fettigen Substanz, wie beispielsweise Paraffin, imprägniert. Ein im Handel erhältliches Beispiel für solch eine Auflage ist Jelonet^TM (Smith and Nephew, GB).
Eine andere Klasse von Wundauflagen sind die absorbierenden Hydrogelauflagen. Diese weisen ein hohes Vermögen zur Absorption von Wundexsudat auf. Sie bestehen aus hydrophilen Polymeren, wie beispielsweise Gelatine, Polysacchariden, Polyacrylamid usw., welche bei Kontakt mit Wundflüssigkeit anschwellen, und können mehrmals ihr eigenes Gewicht an Exsudat absorbieren. Im Handel erhältliche Hydrogelauflagen umfassen Intrasite Gel (Smith and Nephew, GB) und Vigilon (CR Bard, USA). Eine besondere Art von Hydrogelen sind die Alginate, welche hydrophile Polysaccharide sind, die aus Seetang gewonnen werden. Sie werden als dünne Vliese oder als Stränge erzeugt. Bei Kontakt mit der Wundflüssigkeit verwandeln sie sich in ein Gel, das ein hohes Absorptionsvermögen für Wundflüssigkeit aufweist. Beispiele umfassen Kaltostat (Brit-Cair, GB) und Sorbsan (Steriseal, GB).
Eine andere Art von Auflagen sind die okklusiven oder semiokklusiven Auflagen. In ihrer einfachsten Form bestehen sie für gewöhnlich aus einer dünnen flexiblen Kunststoffmembran, z.B. aus Polyurethan. Um das Auflegen zu erleichtern, werden diese Auflagen für gewöhnlich mit einem selbst haftenden Überzug hergestellt. Diese Auflagen werden okklusiv genannt, weil sie die Wasserverdampfung von der Wundoberfläche begrenzen und sie demnach feucht halten. Beispiele für solche Auflagen sind Opsite (Smith and Nephew, GB) und Tegaderm (3M, USA). Beispiele für semiokklusive Auflagen sind Omiderm (Latro Medical System, GB) und Exkin (Koninklijke Utermöhlen, Niederlande). Die letzteren Auflagen ermöglichen eine etwas höhere verdampfungsrate, was zu einer halbtrockenen Wundoberfläche führt.
Eine komplexere Art von okklusiven Auflagen sind die Hydrokolloid- oder HCD-Auflagen. Diese bestehen aus Hydrokolloidpartikeln (z.B. bestehend aus Gelatine, Pektin, Carboxymethylcellulose usw.), die in einer hydrophoben Matrix (z.B. einem Polyisobutylen, Styrol-Isopren-Styrol-Copolymer) eingebettet sind. Diese Auflagen können mit einer okklusiven Membran und/oder einer Schaumkunststoffschicht verstärkt werden. Neben der Tatsache, dass sie okklusiv sind, weisen HCD-Auflagen ein hohes Absorptionsvermögen auf, was sie äußerst geeignet für die Behandlung von Wunden macht, die große Mengen an Exsudat erzeugen. Diese vorteilhaften Eigenschaften machten HCD-Auflagen mit zu den erfolgreichsten Auflagen, die zur Behandlung von chronischen Geschwürbildungen auf der Haut verwendet werden. Im Handel erhältliche Beispiele für diese Auflagen umfassen DuoDERM^® (Convatec, GB), Tegasorb^TM (3M, USA) und Comfeel (Coloplast, Dänemark).
Obwohl HCD-Auflagen sehr erfolgreich sind, legen jüngste Berichte nahe, dass sie möglicherweise unerwünschte Nebenreaktionen in den behandelten Geweben induzieren. Zum Beispiel berichtet Van Luyn, dass DuoDERM (Convatec, GB), Biofilm (Biotrol SPA, Frankreich), Comfeel (Colopast, Dänemark) und Ulcer Dressing (Johnson and Johnson, USA), welche alle HCD-Auflagen sind, in die Klasse hochgradiger Toxizität fallen, wenn sie in einem Methylcelluloseversuch geprüft werden, wobei Fibroblasten der menschlichen Haut als Zielzellen verwendet werden (Van Luyn, M., Doctoral Thesis, 1992, State University Groningen, Niederlande; Van Luyn, M., Abstract Book of the joint WHS/ETRS meeting, Amsterdam, 1993, S. 114). Alle von diesem Autor geprüften HCD-Auflagen hemmten das Zellwachstum stark (> 70 %) und induzierten stark abweichende Morphologien in den überlebenden Zellen. Leek et al. (Abstract Book of the Second Annual WHS Meeting; Richmond, VA, USA, S. 75, 1992) prüften vier HCD-Auflagen in Vollhautexzisionswunden bei Schweinen. Alle Auflagen induzierten zwischen 4 und 10 Tagen nach der Verletzung eine Entwicklung von granulomatösen Läsionen und legten 3 Monate nach der Verletzung geringe Anzeichen von Auflösung an den Tag. Die heftigste Reaktion wurde bei der DuoDERM- und der Intrasite-HCD erhalten. Rosdy und Clauss (J. Biomedical Mat. Res. 24, 363 – 3777, 1990) stellten fest, dass die HCD-Auflage Granuflex^TM (Bristol-Myers Squibb, USA) bei direktem Kontakt zytopathische Effekte bei MRC5-Fibroplasten und epidermalen Zellen induzierte. Young et al. (J. Invest. Dermatol. 97, 586 – 592, 1991) beschreiben in einem Tiermodellsystem die Entwicklung von tief liegenden fremdkörperartigen Reaktionen und Granulomen in geheilten Wunden, welche mit HCD-Auflagen behandelt wurden. Unsere eigenen Versuche mit der HCD-Auflage DuoDERM^TM zeigen, dass diese Auflage bei Anordnung auf Vollhautwunden bei Schweinen zu einer ausgeprägten und chronischen Entzündungsreaktion führt.
Die zuvor erwähnten Daten legen nahe, dass, obwohl HCD-Auflagen die Wundheilung kurzfristig fördern können, ihre Verwendung oft mit unerwünschten Entzündungseffekten verbunden ist. Es ist daher klar, dass ein Bedarf an einer Wundauflage besteht, welche zwar die vorteilhaften Eigenschaften der HCD-Auflagen zeigt, jedoch zu einer wesentlich geringeren chronischen Entzündungs- oder Fremdkörperreaktion führt. Solch eine Wundauflage würde die Granulationsgewebebildung stimulieren, absorbierend sein und letzten Endes innerhalb eines begrenzten Zeitrahmens biologisch abbaubar sein.
Gelatine, die eine denaturierte Form des Proteins Kollagen ist, wurde in einer Vielfalt von Wundauflagen und Systemen zur kontrollierten Freisetzung verwendet. Aufgrund ihres verhältnismäßig niedrigen Schmelzpunktes sind Gelatinegele bei Körpertemperatur nicht sehr stabil. Folglich ist es notwendig, diese Gelatingele zu stabilisieren, bevor sie für Wundheilungszwecke verwendet werden können. Die geschieht für gewöhnlich durch Herstellen von Vernetzungen zwischen den Proteinketten durch Behandeln der Gelatine entweder mit Formaldehyd oder Glutaraldehyd. Alternativerweise kann dies durch Vernetzen von Gelatine mit Polyaldehyden erreicht werden, die durch teilweise Oxidation von Polysacchariden, wie beispielsweise Dextran (Schacht E.H., Nobels M., Vanteenkiste S., Demeester J., Fransen J., Lemahieu A., Polym Gels Networks, 1993; 1: 213 – 224), erzeugt werden. Vernetzte Gelatine kann zu Trockenschwämmen verarbeitet werden, welche zum Induzieren von Hämostase bei blutenden Wunden verwendbar sind. Im Handel erhältliche Beispiele für solche Schwämme umfassen Spongostan^® (Ferrosan, Dänemark) und Gelfoam (Upjohn, USA). Ein Hauptnachteil dieser Schwämme ist, dass das verwendete Vernetzungsmittel (Formaldehyd oder Glutaraldehyd) für Zellen toxisch ist. Die negative Wirkung der Glutaraldehydvernetzung wird zum Beispiel durch die Forschungsergebnisse von de Vries et al. (Abstract Book of the Second Annual Meeting of the WHS, Richmond, USA, S. 51, 1992) veranschaulicht. Diese Autoren zeigten, dass glutaraldehydvernetzte Kollagengitter für Zellen toxisch waren, wohingegen die nicht vernetzte Variante dies nicht war. Daher sind diese Produkte trotz ihrer vorteilhaften hämostatischen Eigenschaften als Wundauflagen zur Behandlung von problematischen Wunden, wie beispielsweise chronischen Geschwüren oder Verbrennungen, nicht optimal. Folglich wäre eine gelatinebasierte Wundauflage, welche eine andere, weniger toxische Vernetzungstechnologie verwendet, äußerst wünschenswert. Dextran ist ein Polysaccharid, das auch für medizinische Zwecke allgemein verwendet wird und auch in einer Wundauflage verwendet werden kann. Zum Beispiel lehrt die PCT-Patentanmeldung Nr. WO 94/27647 (Smith and Chakravarty, veröffentlicht am 12.08.94) die Herstellung einer Polymerzusammensetzung, die vernetztes Dextran umfasst, wobei die Vernetzungsgruppen aus linearen Imidocarbonat- oder Carbonatgruppen bestehen. Dieses Polymer kann in eine Wundauflage eingearbeitet werden. Ein wichtiges Merkmal dieser Polymerzusammensetzung ist, dass sie hydrolytisch labil ist. Dies bedeutet, dass hydratisierte Formen des Materials von Natur aus instabil sind und dass das Polymer nur dann für längere Zeiträume gelagert werden kann, wenn es dehydratisiert ist.
Schacht et al. offenbaren in einer europäischen Patentanmeldung, die unter der Nr. 0308330 veröffentlicht wurde, eine Polymerzusammensetzung, welche Gelatine umfasst, die mit oxidierten Polysacchariden vernetzt ist, wobei außerdem Proteine, Enzyme oder Mikroorganismen immobilisiert werden können.
Neben der Entwicklung von verbesserten Auflagen wurde in den letzten Jahren der möglichen Verwendung von Wachstumsfaktoren zur Förderung der Heilung von Wunden, insbesondere Verbrennungen und Geschwüren, immer mehr Aufmerksamkeit gewidmet. Im Folgenden sind nur ein paar der wissenschaftlichen Berichte angegeben, welche die Verwendung von Wachstumsfaktoren zur Förderung der Wundheilung beim Menschen beschreiben. Der epidermale Wachstumsfaktor (EGF für engl. Epidermal Growth Factor) wurde für die Behandlung von spenderseitigen Hauttransplantaten (Brown et al., N. Engl. J. Med. 321, S. 76 – 79, 1989) und chronische Geschwüre (Brown et al., Plast. Reconstr. Surg. 88, S. 189 – 194, 1991) verwendet. Derselbe Faktor wurde auch in der Ophthalmologie für die topische Behandlung von traumatischen Hornhautgeschwüren (Scardovi et al., Ophthalmologica 206, S. 119 – 124, 1993) und zur Förderung der Endothelwundheilung in menschlichen Hornhäuten (Hoppenrijs et al., Invest. Ophthalmol. Vis. Sci. 33, S. 1946 – 1957, 1992) erfolgreich eingesetzt. EGF-Augentropfen sind im Handel unter der Handelsbezeichnung Gentel^® von der Inpharzam S.A, (Cadempino, Schweiz) erhältlich. Der basische Fibroplastenwachstumsfaktor (bFGF für engl. basic Fibroplast Growth Factor) wurde zur Behandlung von chronischen Druckgeschwüren (Robson et al., Ann. Surg. 216, S. 401 – 408, 1992) und zur Behandlung von experimentell induzierten Saugblasen beim Menschen (Lyonnet et al., J.; Invest. Dermatol. 96, S. 1022, 1991) verwendet. Es stellte sich heraus, dass der transformierende Wachstumsfaktor-β (TGF-β für engl. Transforming Growth Factor-β) vorteilhafte Wirkungen bei der Behandlung von makulären Vollhautlöchern im menschlichen Auge erzielt (Glaser et al., Ophthalmology 99, S. 1162 – 1173). Der aus Blutplättchen gewonnene Wachstumsfaktor (PDGF für engl. Platelet Derived Growth Factor) erwies sich als ein Wundheilungsstimulator für chronische Druckgeschwüre beim Menschen (Robson et al., Lancet 339; S. 23 – 25, 1992). Vom menschlichen Wachstumshormon wird berichtet, dass es die Wundheilung bei Kindern mit starken Hautverbrennungen beschleunigt (Gilpin et al., Ann. Surg. 220, S. 19 – 24, 1994). Es stellte sich heraus, dass auch Blutplättchenlysat, das ein Rohpräparat ist, das eine Mischung verschiedener Wachstumsfaktorten enthält, die Heilung von chronischen Geschwüren stimuliert (Knighton et al., Surgery Gyn. Obst. 170, 56 – 60, 1990). Das letztere Präparat wurde unter der Handelsbe zeichnung Procuren von der Curative Technologies, Inc. (USA) kommerzialisiert. Unsere eigenen Studien mit Rohkeratinozytlysat, das auch mehrere das Zellwachstum fördernde Aktivitäten enthält, zeigten, dass es die Heilungsgeschwindigkeit von Brandwunden erhöht und die Epithelbildung von Mittelohrdefekten bei Patienten mit chronischer Otorrhoe und nach einer Trommelfellplastik verbessert.
Ein gemeinsames Problem bei all den zuvor erwähnten Studien ist, eine wirksame Möglichkeit für eine kontrollierte Zufuhr der aktiven Substanzen auf die Wunde zu finden. In den meisten Fällen werden diese Substanzen einfach als eine wässrige Lösung oder bestenfalls als eine Formulierung in einem halbflüssigen Gel oder einer halbflüssigen Creme aufgebracht. Bei Verwenden solcher Formulierungen wird der Großteil der aktiven Substanz in der wunden Stelle sehr schnell freigesetzt. Dennoch ist bekannt, dass viele Wachstumsfaktoren verhältnismäßig instabil sind, und es wird angenommen, dass ihre Halbwertszeit in der Wundumgebung verhältnismäßig kurz ist. Dies bedeutet, dass ein Bedarf an einer Vorrichtung besteht, welche die kontrollierte Freisetzung der aktiven Substanz über einen längeren Zeitraum ermöglicht, während sie den noch nicht freigesetzten Faktor vor vorzeitigem Abbau schützt. Dies würde die Kosten erheblich senken und die Wirkungsgrad der Wachstumsfaktorwundtherapie durch Verringern der notwendigen Dosis und der Anzahl von Verabfolgungen erhöhen. Mehrere Strategien und Materialien wurden für die kontrollierte Freisetzung von Peptidwachstumsfaktoren und ähnlichen Substanzen in Erwägung gezogen. Im Folgenden sind ein paar der Lösungen angegeben, welche in der wissenschaftlichen Literatur berichtet wurden oder für welche Patentanmeldungen eingereicht wurden.
Eine Klasse von Vorrichtungen zur kontrollierten Freisetzung besteht aus synthetischen, biologisch abbaubaren Polymeren. Zum Beispiel sind Polylactid-glycolide (PLG) hydrolytisch abbaubare Polymere, die für die langsame Freisetzung von variablen pharmazeutischen Substanzen verwendet werden können, welche bioaktive Makromoleküle umfassen, wie beispielsweise Calcitonin, LHRH, Somatostatin, Interferon und Impfstoffe (Lewis, Pharmaceutical manufacturing International, 1993, S. 99 – 105). Infolge der Verwendung von organischen Lösemitteln führt die Einarbeitung von biologisch aktiven Peptiden oder Proteinen in PLG häufig zu ihrer Inaktivierung. Obwohl dies durch die Erzeugung von physikalischen PLG/Peptid-Mischungen (z.B. durch Kompressionsformen von Pulvermischungen) umgangen werden kann, sind diese aufgrund ihrer Steifheit und Sprödigkeit als Wundauflagen möglicherweise weniger geeignet.
Neben synthetischen Polymeren wurde eine Vielfalt von natürlich auftretenden Polymeren oder Modifikationen davon zur kontrollierten Freisetzung von bioaktiven Peptidfaktoren verwendet. Ein Beispiel dafür sind Methylpyrrolidinonchitosanvliese, die mit bFGF beladen sind (Berscht et al., Biomaterials 15, 593 – 600, 1994). Eine besondere Zusammensetzung zur kontrollierten Freisetzung wird in WO 92/09301 von Greisler offenbart, das die Verwendung eines Dichtungsmaterials aus wachstumsfaktorhaltigem Fibringewebe zur Beschleunigung der Wundheilung lehrt. Produkte gemäß der letzteren Erfindung wären infolge der hohen Kosten von im Handel erhältlichen Fibrinklebern wahrscheinlich verhältnismäßig teuer.
Ein häufig verwendetes Biopolymer zur kontrollierten Freisetzung ist auch Gelatine. Kollagenhaltige Gelatineschwämme zur Proteinarzneistoffzufuhr wurden in den Patentanwendungen EP 0568334 (veröffentlicht am 11.03.94) und WO 93/21908 offenbart. Golumbek et al. beschreiben in Cancer Res. 53, S. 5841 – 5844 (1993), die Verwendung von Gelatinemikrohohlperlen, die mit IFN-γ oder GM-CSF als potenzielle Krebstherapieimpfstoffe beladen sind. Cortesi et al. (Int. J. Pharm. 105, S. 181 – 186, 1994) beschreiben die Verwendung von Gelatinemikrohohlperlen für die Freisetzung von synthetischen Oligonucleotiden und PCR-erzeugten DNA-Fragmenten. Die Synthese von Gelatinemikrohohlperlen, welche Interferon enthalten, wurde von Tabata und Ikada (Pharm. Res. 6, S. 422 – 427, 1989) berichtet. Shinde und Erhan (Bio-Med. Mat. Eng. 2, S. 127 – 131, 1992) beschreiben flexibiliserte Gelatinefilme zur Freisetzung von Insulin.
Wie bereits erwähnt, weisen Glutaraldehyd oder Formaldehyd, die allgemein zum Vernetzen dieser gelatinebasierten Biomaterialien verwendet werden, den Nachteil auf, für die Zellen toxisch zu sein. Es wird angenommen, dass Glutaraldehyd und Formaldehyd neben der Tatsache, dass sie toxische Eigenschaften aufweisen, außerdem auch die biologische Aktivität von eingearbeiteten bioaktiven Proteinsubstanzen beeinträchtigen, wenn die Vernetzung nach der Beigabe dieser Substanzen zum System erfolgt. Folglich wäre eine gelatinebasierte Vorrichtung zur langsamen Freisetzung, welche eine andere, weniger toxische Vernetzungstechnologie verwendet, für die Herstellung zum Beispiel von wachstumsfaktorangereicherten Wundauflagen äußerst wünschenswert.
Die vorliegende Erfindung ist daher auf die Bereitstellung einer geeigneten Wundauflage ausgerichtet.
Die vorliegende Erfindung ist auch auf die Bereitstellung einer geeigneten Vorrichtung zur langsamen oder kontrollierten Freisetzung gerichtet.
Die vorliegende Erfindung ist ferner auf Verfahren zur Erzeugung und Verwendung der Wundauflagen oder der Vorrichtungen zur langsamen oder kontrollierten Freisetzung ausgerichtet.
Die vorliegende Erfindung betrifft die Entdeckung, dass Hydrogele, die mit chemisch modifizierter und vernetzter Gelatine hergestellt werden, ausgezeichnete Arzneimittel und insbesondere Auflagen für die Behandlung von Wunden und die Freisetzung von bioaktiven Wirkstoffen darstellen. Die Gelatine gemäß der vorliegenden Erfindung wird mit Methacrylamidseitengruppen modifiziert, welche radikalisch vernetzt werden können. Dieses Konzept ermöglicht es, Polysaccharide und andere wasserlösliche Polymere einzubinden, die radikalisch polymerisierbare Seitengruppen, z.B. Acrylamid- und Methacrylatseitengruppen, mitführen. Die Durchführbarkeit der Herstellung solcher Hydrogele wurde durch Verwenden entweder eines Acrylamid- oder eines Methacrylatderivats von Dextran, einem Polysaccharid, das zur Verwendung in der vorliegenden Erfindung besonders geeignet ist, demonstriert. In Beispiel 1 werden die Herstellungen von vinylmodifizierter Gelatine, acrylamidmodifiziertem Dextran und Dextranmethacrylat, sowie die Herstellung der Hydrogelfilme veranschaulicht.
Einer der Vorteile des sogleich offenbarten Arzneimittels ist, dass es ein biologisch abbaubares Material umfasst. Dennoch ist der Gegenstand unserer Erfindung in einer hydratisierten Form stabil genug, um eine längerfristige Lagerung zu ermöglichen, da die biologische Abbaubarkeit nicht durch die Verwendung von hydrolytisch abspaltbaren Bindungen erreicht wird. Im Gegensatz zu nicht vernetzter Gelatine weist es außerdem einen Schmelzpunkt auf, der hoch genug ist, damit es auf der wunden Stelle lange genug in intakter Form bleibt. Ein Vorteil ist, dass eine der Ausführungs formen der offenbarten Auflage die Möglichkeit bietet, sulfatierte Dextrane oder ähnliche polyanionische Moleküle in der Auflage zu immobilisieren, eine Modifikation, welche das Binden von beigegebenen, die Wundheilung modulierenden Faktoren oder von in situ erzeugten heparinbindenden Faktoren verbessert.
Gemäß einem zweiten Aspekt betrifft die vorliegende Erfindung die Entdeckung, dass die zuvor erwähnte vernetzte Gelatine eine ideale Biopolymermatrix für die Einarbeitung und anschließende kontrollierte Freisetzung von bioaktiven Peptidfaktoren darstellt. Daher können pharmazeutisch aktive Peptide oder Polypeptide in die Matrix durch ihr Mischen mit der löslich gemachten Gelatinekomponente und anschließendes radikalisches Vernetzen der Vinylseitengruppen eingearbeitet werden, um ein stabilisiertes vernetztes Gel zu erhalten, das die Polypeptide in einer freisetzbaren Form enthält. Die Polypeptideinarbeitung während des Hydrogelerzeugungsverfahrens ist schneller und wirksamer als das alternative Verfahren des Einarbeitens der Polypeptide durch ein Sorptionsverfahren (z.B. durch Einweichen der dehydratisierten oder teilweise dehydratisierten Matrix in einer Lösung, welche die Polypeptide enthält). Solch eine angereicherte vernetzte Gelatinematrix kann für mehrere therapeutische Anwendungen und insbesondere für die Herstellung von angereicherten Wundauflagen verwendet werden.
Der Begriff „Biopolymermatrix" gemäß der vorliegenden Erfindung bezieht sich auf eine Matrix, die aus modifizierter Gelatine oder einer modifizierten Gelatine und modifizierten Polysacchariden, wie zuvor definiert, besteht und deren Grundeigenschaft ist, biologisch abbaubar zu sein.
In einer bevorzugten Ausführungsform besteht die vorgeschlagene Wundauflage aus einer hydratisierten Folie oder einem hydratisierten Film der Matrix, wie zuvor definiert, welche mit einem okklusiven oder semiokklusiven Film verstärkt sind. Okklusiv bedeutet in diesem Zusammenhang, dass der Film eine Permeabilität für Wasser aufweist, die gering genug ist, um das Austrocknen der Wunde zu vermeiden, jedoch hoch genug ist, um eine übermäßige Ansammlung von Exsudat unter der Wundauflage zu vermeiden.
In einer anderen Ausführungsform wird die Wundauflage in Form von dehydratisierten oder trockenen Mikropartikeln hergestellt. Diese Mikropartikel sind besonders geeignet, um auf tiefe, stark exsudative Wunden aufgebracht zu werden. Aufgrund des hohen Flüssigkeitsabsorptionsvermögens der Partikel können die Wunden auf diese Weise von übermäßigem Exsudat und Schorf gereinigt werden.
In einer weiteren Form wird das vorgeschlagene Polymer zu einem flexiblen dehydratisierten Schaum verarbeitet. Solch ein Schaum kann leicht auf Oberflächenwunden aufgebracht werden und weist ebenfalls ein hohes Absorptionsvermögen auf. Aber es ist auch jedes andere Format denkbar, das die Polymereigenschaften der Stabilität, der biologischen Abbaubarkeit und der Retention von bioaktiven Wachstumsfaktoren berücksichtigt. In dieser Hinsicht kann ein hydratisierter Schaum andere Eigenschaften aufweisen.
Das vorgeschlagene Polymer kann auch zur Herstellung einer Wundauflage verwendet werden, welche eine oder mehr die Wundheilung fördernde Substanzen enthält. Beispiele für solche Substanzen sind zum Beispiel Wachstumsfaktoren, wie beispielsweise EGF, TGF-α, FGFs, PDGFs, Amphiregulin, HB-EGF, Betacellulin, TGF-β, IGFs oder andere Mitogene oder ihre Antagonisten, welche den Wundheilungsprozess modulieren können. Solch eine angereicherte Wundauflage kann in verschiedenen Formen erzeugt werden, welche Weichfolien, Schäume, Mikropartikel, Fasern, um Gewebe oder Vliese zu erzeugen, usw. umfassen. Eine der Ausführungsformen der Erfindung betrifft die Erzeugung einer Wundauflage, die mehrere Schichten enthält, wobei jede Schicht eine andere aktive Komponente enthält, um eine programmierte Zufuhr der verschiedenen Komponenten im Zeitablauf zu erreichen. In einer anderen Ausführungsform werden geeignete Affinitätsgruppen mit der Polymermatrix verbunden, um die Affinität der Matrix zu den eingearbeiteten aktiven Substanzen zu erhöhen, um auf diese Weise ihre Freisetzungsgeschwindigkeit herabzusetzen und/oder sie vor vorzeitigem Abbau oder vorzeitiger Inaktivierung zu schützen. Beispiele für solche Affinitätsgruppen umfassen polysulfatierte Oligo- oder Polysaccharide, wie beispielsweise Heparin, Heparansulfat, Chondroitinsulfat, Dermatansulfat, Dextransulfat oder funktionale Analogone oder Fragmente davon, welche eine Affinität zu heparinbindenden Wachstumsfaktoren, wie beispielsweise die FGFs, Amphiregulin und HB-EGF, aufweisen. Jedes Proteoglycan, das Glycosaminoglycanketten enthält, die heparinbindende Faktoren binden können, ist dadurch ebenfalls einbezogen. Mögliche Affinitätsgruppen umfassen auch monoklonale oder polyklonale Antikörper oder Mikroproteine, wie sie durch Phagen-Display erhalten werden und welche eine hohe und selektive Affinität zu spezifischen Wachstumsfaktoren aufweisen.
Die vorliegende Erfindung betrifft die Entdeckung, dass Hydrogele, die aus Gelatine oder Gelatine und Polysacchariden, wie zuvor definiert, bestehen, ein ausgezeichnetes Material für die Herstellung von Auflagen darstellen, welche zur Bedeckung und Behandlung von wunden geeignet sind. Außerdem zeigt das Material unerwarteterweise auch positive Eigenschaften der kontrollierten Freisetzung für die Zufuhr von therapeutischen Substanzen insbesondere auf wunden. Die Hydrogele werden durch Vernetzen von löslich gemachter Gelatine oder löslich gemachten Gelatinederivaten hergestellt. Gelatine ist eine denaturierte Form des Bindegewebeproteins Kollagen. Es gibt mehrere Arten von Gelatine, die von der verwendeten Kollagenquelle und vom eingesetzten Extraktions- und Erzeugungsverfahren abhängen. Eine Art von Gelatine wird aus Tierknochen gewonnen, während eine andere Art aus der Tierhaut gewonnen wird. Für gewöhnlich stammt das Tiermaterial vom Rind oder vom Schwein. In Abhängigkeit vom Gewinnungsverfahren können zwei Typen von Gelatine hergestellt werden: der A- (oder saure) Typ, welcher durch Säurehydrolyse des Kollagens hergestellt wird und einen isoelektrischen Punkt von etwa 8 aufweist, und der B- (oder basische) Typ, welcher durch Basenhydrolyse des Kollagens hergestellt wird und einen isoelektrischen Punkt von etwa 5 aufweist. Beide Typen von Gelatine sind zur Herstellung von Hydrogelmatrizen, wie zuvor definiert, die für die vorliegende Erfindung geeignet sind, verwendbar. Eine wichtige Eigenschaft von Gelatine ist, dass es Gele mit einer gewissen Steifheit bildet. Die Steifheit dieser Gele wird durch die Bloom-Zahl der Gelatine ausgedrückt. Zum Zwecke dieser Erfindung sind Gelatine mit einer Vielfalt von Bloom-Zahlen verwendbar. Es werden jedoch Bloom-Zahlen von wenigstens 150, vorzugsweise wenigstens 200 und insbesondere von wenigstens 250 bevorzugt, da sie Hydrogelmatrizen mit einer hohen mechanischen Festigkeit bieten, welche leicht zu Filmen oder Folien verarbeitet werden können.
In der vorliegenden Erfindung wurde acrylamid- oder methacrylatmodifziertes Dextran als Beispiel für ein vinylsubstituiertes Polysaccharid, das mit vinylsubstituierter Gelatine copolymerisiert werden kann, ausgewählt. Für Fachleute sollte jedoch zu erkennen sein, dass auch andere Polysaccharide und ein vinylsubstituiertes wasserlösliches Polymer mit geeigneten Viskositäts-, Molekülmasse- und Vinylgehalteigenschaften verwendet werden können. Ein Beispiel für solch ein anderes Polysacharid ist Xanthan. Obwohl demnach verschiedene Polysaccharide für den Zweck dieser Erfindung denkbar sind, werden wir uns von hier an nur auf die Verwendung von acrylamidsubstituierten Dextranen beziehen. Dies geschieht lediglich der Einfachheit halber und ist keineswegs als eine Einschränkung in Bezug auf Auswahl von möglichen Polysacchariden, die im Rahmen der Erfindung verwendbar sind, anzusehen. Die relative Molekülmasse des Dextrans, das für die Herstellung von Wundauflagen gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet wird, beträgt vorzugsweise unter 5.000.000 und insbesondere zwischen 10.000 und 100.000, derart dass die Viskosität der wässrigen Lösung des Dextrans nicht zu hoch ist und für eine 2%ige Lösung zum Beispiel zwischen 0,1 und 1 Pa.s liegt (wie unter Verwendung eines Viskositätsmessers Brookfield LVT, der in 30 Zyklen betrieben wurde, gemessen).
Die Substitution von Dextran mit Acrylamid- oder Methacrylatseitengruppen erfolgte gemäß Verfahren, die in der Fachliteratur beschrieben werden. Zum Beispiel können solche Derivate durch die Reaktion des Polysaccharids mit 2-Vinyl-4,4-dimethyl-2-oxalin-5-on (Vinyldimethylazolacton) erhalten werden. Die Vernetzung von Gelatinemethacrylamid oder die Copolymerisation von Gelatinemethacrylamid mit vinylsubstituiertem Polysaccharid oder die Vernetzung von vinylsubstituierten Polysacchariden, um Gelatine in einem halb ineinander greifenden Netz einzuschließen, werden in einem wässrigen Medium in Gegenwart eines Radikalinitiators, wie beispielsweise Ammoniumpersulfat + N,N'-Tetramethylethylendiamin, durchgeführt. Die Vernetzung kann auch durch lichtinduzierte Radikalbildung erfolgen. Beispiel 1 zeigt Beispiele für die Herstellung von vinylmodifizierter Gelatine und vinyl modifiziertem Dextran, sowie für die Herstellung von Hydrogelfilmen durch radikalische Vernetzung nach dem Belichten der Vinylderivate mit UV-Licht in Gegenwart eines Fotoinitiators. Beispiel 2 zeigt die viskoelastischen Eigenschaften eines Gelatinehydrogelfilms, der durch radikalische Vernetzung von methacrylamidmodifizierter Gelatine hergestellt wurde.
Obwohl das zuvor beschriebene Verfahren bevorzugt wird, ist für den Fachmann zu erkennen, dass auch andere Verfahren, die zur Einführung von Vinylseitengruppen führen, möglich sind, zum Beispiel durch Behandlung mit Methacrylanhydrid in einem organischen Lösemittel, wie beispielsweise Dimethylsulfoxid. Danach kann das modifizierte Dextran in geeigneter Weise gereinigt und durch klassische Reinigungsverfahren von Reaktionskomponenten mit niedriger relativer Molekülmasse getrennt werden. Beispiele dafür, dies zu bewerkstelligen, umfassen, ohne darauf beschränkt zu sein: Präzipitation (zum Beispiel durch Beigabe von Aceton, Methanol oder Isopropanol) oder Dialyse, Ultrafiltration oder Gelpermeationschromatografie, gefolgt von Lyophilisation.
Die Geschwindigkeit und der Grad der Vernetzung hängen von einer Vielfalt von Parametern, wie beispielsweise der Konzentration, der Art von Gelatine und ihrem Vinylsubstitutionsgrad, der relativen Molekülmasse und dem Vinylsubstitutionsgrad der Polysaccharide usw., ab.
Gemäß der vorliegenden Erfindung können die Gelatinehydrogele, die so hergestellt werden, wie zuvor beschrieben, zur Herstellung einer Vielfalt von Wundauflagen verwendet werden.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform werden Gelatinehydrogele zu einer dünnen Folie oder einem dünnen Film verarbeitet, welche zum Auflegen auf eine Wundoberfläche geeignet sind. Es gibt mehrere bekannte Technologien, um dies zu bewerkstelligen. Zum Beispiel kann eine Lösung von vinylsubstituierter Gelatine (die auf einer Temperatur gehalten wird, die höher als der Gelierungspunkt der verwendeten Gelatine, für gewöhnlich > 30 °C, ist) mit einer Lösung des Initiators gemischt und in eine geeignete Gussform geleert werden, bevor irgendeine merkliche Vernetzung stattfindet. Nachdem der Vernetzungsprozess beendet ist, kann der Film aus der Gussform genommen werden. Eine andere Möglichkeit, Filme zu bilden, ist, eines der Verfahren zu verwenden, die in der Fotoindustrie für die Herstellung von Fotofilmen und -papieren verwendet werden. Zum Zwecke dieser Erfindung beträgt die Dicke der Filme vorzugsweise zwischen 0,1 und 2 mm und insbesondere zwischen 0,3 und 1 mm, obwohl für einige Anwendungen anders bemessene Filme geeignet sein können.
Wenn ein Film gemäß der zuvor beschriebenen Prozedur für einen längeren Zeitraum auf einer Wunde angeordnet wird, ist es möglich, dass noch immer eine Dehydratation stattfindet, da Flüssigkeit von der Oberfläche des Films verdampfen kann. Um dies zu vermeiden, kann der Gelatinehydrogelwundauflagefilm zusätzlich durch einen der im Handel erhältlichen okklusiven oder semiokklusiven Wundauflagefilme, zum Beispiel ein Polyurethan, wie beispielsweise Opsite oder Tegaderm, bedeckt werden. Eine bessere Lösung wird jedoch gemäß einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung bereitgestellt, wobei ein Gelatinehydrogelfilm während des Erzeugungsverfahrens direkt auf eine geeignete okklusive Membran laminiert wird. Zum Beispiel sind besonders gut geeignete Kunststofffilme jene von der Pebax-Serie, wie beispielsweise Pebax 1205, welche von Elf erzeugt werden. Diese Art von Film weist eine sehr geringe Wasserdampfpermeabilität auf, was ihn äußerst geeignet für die Herstellung von Wundauflagen, die zur Verwendung auf verhältnismäßig trockenen Wunden bestimmt sind, macht. Zum Auflegen auf exsudativeren Wunden ist eine höhere Verdampfungsrate wünschenswert, um eine übermäßige Ansammlung von Flüssigkeit unter der Auflage zu verhindern. In diesem Fall kann eine Trägermembran mit einer höheren Wasserdampfpermeabilität bevorzugt werden, wie beispielsweise jene, die von Untermöhlen in den Niederlanden (Exkin) oder von Latro Medical Systems in Großbritannien (Omiderm) hergestellt werden. Für den Fachmann ist zu erkennen, dass in Abhängigkeit von der Art der Wunde, dem Grad der Exsudatbildung und der gewünschten Häufigkeit des Auflagenwechsels andere Trägerfilme mit verschiedenen Wasserdampfpermeabilitätseigenschaften verwendet werden können, um ein optimales Flüssigkeitsgleichgewicht auf der Wundoberfläche zu erhalten.
Gemäß einer anderen Ausführungsform werden Gelatinehydrogele zu einer Wundauflage aus hydratisierten oder dehydratisierten Partikel verarbeitet. Es sind mehrere Technologien bekannt, um dies zu erreichen. Ein trockenes Gelatinehydrogelpulver oder -granulat kann durch Dehydratation einer festen Gelatinehydrogelmasse nach dem Vernetzen und durch anschließende Pulverisierung des dehydratisierten Materials erzeugt werden. Die Dehydratation kann zum Beispiel durch Trocknen in einem Strom von trockener Luft, Lyophilisation, eine organische Lösemittelextraktion usw. erhalten werden. Nach dem Pulverisierungs- oder Granulationsschritt können Partikel einer gewünschten Größe zum Beispiel durch Sieben durch eine Reihe von Sieben mit einer geeigneten Maschengröße ausgewählt werden. Für die Herstellung von kugelförmigen oder im Wesentlichen kugelförmigen Gelatinehydrogelpartikeln oder Mikroperlen kann ein Sprühregen durch Stoßen einer frisch angesetzten Lösung vinylsubstituierter Gelatine (oder einer Mischung von vinylsubstituierter Gelatine und vinylsubstituierten Polysacchariden oder einer Mischung von vinylsubstituierten Polysacchariden und Gelatine) durch eine passende Zerstäubungsdüse erzeugt werden. Es versteht sich von selbst, dass die Größen der Sprühtropfen gemäß der Anwendungsart variieren, und sie können durch Wählen der passenden Düsenart, des passenden Drucks und der passenden Kapazität für den Zerstäubungsprozess bestimmt werden. Eine andere Möglichkeit ist, die zuvor beschriebenen frisch angesetzten Lösungen mit einem nicht mit Wasser vermischbaren Lösemittel, wie beispielsweise einem aliphatischen oder aromatischen Kohlenwasserstoff oder einem Öl, zu emulgieren. Um kugelförmige Partikel eines größeren Maßes zu erzeugen, können die Lösungen alternativerweise tröpfchenweise dem nicht mit Wasser vermischbaren Lösemittel beigemengt werden. Andere Techniken zur Erzeugung von hydratisierten oder dehydratisierten Gelpartikeln, die dem Fachmann bekannt sind, können ebenfalls verwendet werden, um eine Partikelwundauflage gemäß dieser Erfindung herzustellen. Solch eine Partikelwundauflage kann für die Behandlung einer Vielfalt von Wundarten, aber insbesondere für die Behandlung von verhältnismäßig tiefen und stark exsudativen Wunden, wie beispielsweise einigen chronischen Geschwüren oder Dekubitalwunden, verwendbar sein. Bei Verabfolgung in einer dehydratisierten Form weisen sie die Eigenschaft des Absorbierens von Exsudat auf. Dies ist ein äußerst wünschenswertes Merkmal, da die Entfernung von übermäßigem Exsudat und Schorf ein wichtiges therapeutisches Ziel in Bezug auf die Verhinderung von mikrobieller Kolonisierung, auf die Begrenzung von weiterer Nekrotisierung und auf die Linderung von Beschwerden für den Patienten ist. Solch eine Partikelwundauflage kann auch in ihrer hydratisierten Form (z.B. durch Weglassen des Dehydratationsprozesses nach der Partikelherstellung oder durch Rehydratisieren von dehydratisierten Partikeln vor dem Aufbringen auf die Wunde) verwendet werden. In dieser letzteren Form kann sie zum Beispiel als eine Paste auf Wunden aufgetragen werden, welche weniger Exsudat erzeugen. Es sollte klar sein, dass in Abhängigkeit von den Bedürfnissen einer bestimmten Wundart auch die Möglichkeit besteht, die Partikelwundauflage in einer teilweise hydratisierten Form zu verwenden. In der letzteren Form hätte die Auflage wesentliche Flüssigkeitsabsorptionseigenschaften und wäre aufgrund einer gewissen Klebrigkeit dennoch leicht als eine Paste auftragbar oder zu einem dünnen Film verarbeitbar. Durch Anpassen der Art von Gel können Wundauflagen konzipiert werden, die zur Behandlung von anderen Wunden, wie beispielsweise Hornhautverletzungen oder -defekten, Trommelfellrekonstruktionen, Mittelohrrekonstruktionen oder chronischer Otorrhoe, geeignet sind. Es sollte auch klar sein, dass die dehydratisierten, teilweise hydratisierten und voll hydratisierten Formen dieser Partikelwundauflagen in jedem geeigneten wässrigen oder organischen Arzneimittelträger suspendiert werden können, um die Verabfolgung zu erleichtern. Beispiele für solche Arzneimittelträger umfassen, ohne darauf beschränkt zu sein: Paraffinöl, Vaseline, Gycerol usw.
Alternativerweise können die Komponenten, welche in die Affinitätsmatrix eingearbeitet oder daran gebunden werden, eine Affinität zu molekularen Faktoren zeigen, die hoch genug ist, damit die Bindung ein stabiler Prozess werden kann. Bei Auflegen auf eine Wunde weisen solche GDP-Affinitätsmatrizen das Potenzial auf, molekulare Faktoren, die dem Wundheilungsprozess abträglich sind, wie beispielsweise Faktoren, welche dereguliertes Wachstum oder Hypertrophie oder eine überflüssige Bildung von Kollagen verursachen können und welche die Bildung von Keloiden verursachen können, besonders zu maskieren.
In der vorliegenden Erfindung offenbaren wir auch unsere Entdeckung, dass Gelatinehydrogelmatrizen dieser Erfindung ein wirksames und vielseitiges Material zur Herstellung von Vorrichtungen zur langsamen oder kontrollieren Freisetzung für die Zufuhr von pharmazeutisch aktiven Substanzen darstellt. Peptid- oder Polypeptidsubstanzen können eingearbeitet und anschließend wirksam aus den Hydrogelmatrizen freigesetzt werden. Dies wird in Beispiel 3 demonstriert, das die wirksame Freisetzung von mehreren iodierten Polypeptiden zeigt.
Pharmazeutisch aktive Faktoren von Interesse können in die Hydrogelmatrizen der vorliegenden Erfindung auf verschiedene Weise eingearbeitet werden. Das am meisten bevorzugte Verfahren ist, die Faktoren vor dem Vernetzungsverfahren beizugeben. Dafür wird eine wässrige Lösung des aktiven Wirkstoffes mit einer wässrigen Lösung von vinylsubstituierter Gelatine bei einer Temperatur von etwa 37 °C gemischt, gefolgt von der Polymerisation der vinylsubstituierten Gelatine oder von der Copolymerisation mit vinylsubstituierten Polysacchariden. Danach werden die resultierenden Mischungen abkühlen gelassen. Da Gelatinelösungen viskös sind, sollte darauf geachtet werden, dass die verschiedenen Komponenten gut durchgemischt sind, damit eine homogene Verteilung des aktiven Wirkstoffes in der Gelatinehydrogelmatrix erhalten wird. Eine andere Möglichkeit ist, die aktiven Faktoren nach Beendigung des Vernetzungsprozesses mittels eines Sorptionsverfahrens in die Gelatinehydrogelmatrizen der vorliegenden Erfindung einzuarbeiten. Dafür werden die Gelatinehydrogelmatrizen teilweise oder völlig dehydratisiert. Diese Dehydratation kann durch Trocknen der Matrizen in einem Luftstrom, durch Lyophilisation, durch organische Lösemittelextraktion oder durch jedes andere geeignete Mittel, das zur Entfernung von Wasser aus der Matrix führt, erreicht werden. Anschließend werden die Matrizen in einer wässrigen Lösung, die den aktiven Wirkstoff enthält, eingeweicht. Während dieses Einweichvorgangs werden die Matrizen rehydratisiert, wobei sie gleichzeitig einen Teil des aktiven Wirkstoffes absorbieren.
Eine der möglichen Anwendungen der vorliegenden Erfindung liegt in der Herstellung von Wundauflagen, welche einen oder mehr die Wundheilung stimulierende Faktoren und/oder einen geeigneten antiseptischen Wirkstoff enthalten. Die Wundheilung stimulierende Wirkstoffe, welche zur Einarbeitung in solch eine Wundauflage in Frage kommen, sind zum Beispiel Wachstumsfaktoren, wie beispielsweise jene, die zu der Klasse der Familien EGF, FGF, PDGF, TGF-β, VEGF, PDECGF oder IGF gehören. Ein anderer geeigneter Wirkstoff wäre ein Releasat aus menschlichen Blutplättchen, das zum Beispiel von der Curative Technologies, Inc. unter der Handelsbezeichnung Procuren vertrieben wird. Auch die Einarbeitung eines konditionierten Mediums, eines Lysats oder eines Extrakts, das aus Keratinozyten hergestellt wird, wie beispielsweise in den Patentanmeldungen US 9106161 (Oregon Univ.), EP 88101576 (Eisinger) und WO 93/10217 (IG) offenbart, wäre möglich. Geeignete antiseptische Wirkstoffe umfassen Antibiotika, antibakterielle Sulfamide oder Peptide, Chinolone, Antimykotika usw., sofern sie zur topischen Verwendung geeignet sind. Wundauflagen, welche die Wundheilung fördernde Wirkstoffe enthalten, können zur Behandlung von Wunden verwendet werden, welche schwer zu heilen sind. Wunden, welche für solch eine Behandlung in Frage kommen, umfassen, ohne darauf beschränkt zu sein, chronische Geschwüre, Dekubitalwunden und Druckgeschwüre, Fußgeschwüre, Hornhautverletzungen, Trommelfellperforationen, chirurgische Wunden, spenderseitige Hauttransplantate, Brandwunden usw. Im Falle von Brandwunden können die Wundauflagen direkt auf eine Verbrennung zweiten oder dritten Grades aufgelegt werden. Im Falle von extensiven Verbrennungen dritten Grades ist es jedoch vorzuziehen, die Verbrennung zuerst mit einem Netztransplantat autologer Haut zu versehen. Das Auflegen der angereicherten Gelatinehydrogelwundauflagen der vorliegenden Erfindung direkt auf dieses autologe Netztransplantat stimuliert die Schließung der Netztransplantatzwischenräume, was zu einer schnelleren Wundschließung und einer begleitenden Verringerung von Infektionsgefahren und einer Verkürzung der Behandlungszeit führt.
Um die Verabfolgung auf die Behandlungsstelle zu erleichtern, können de angereicherten Gelatinehydrogelwundauflagen der vorliegenden Erfindung in verschiedenen Formen hergestellt werden. Zum Beispiel können folien- oder filmähnliche Auflagen in geeigneter Weise auf Brandwunden, Oberflächengeschwüre, spenderseitige Hauttransplantate und andere Arten von Oberflächenwunden aufgelegt werden. Um die Flüssigkeitsverdampfung und die Dehydratation der Auflage und der darunter liegenden Wunde zu verringern, kann die Auflage mit einer flexiblen Membran bedeckt werden, deren Wasserpermeabilität so gewählt wird, dass ein optimaler Feuchtigkeitsgrad der Wunde erzielt wird. Es ist auch möglich, mehrschichtige Gelatinhydrogellaminate herzustellen. Jede Schicht solch eines Laminats kann andere Freisetzungseigenschaften aufweisen und eine andere aktive Substanz enthalten. Bei Auflegen auf die Wunde führt dies zu einer kontrollierten Freisetzung der eingearbeiteten Faktoren aus den aufeinander folgenden Schichten gemäß einem vordefinierten sequenziellen und zeitlichen Programm. Dieses Programm hängt zum Teil von den Freisetzungseigenschaften und der biologischen Abbaubarkeit der verschiedenen Schichten, ihrer Dicken und von den Eigenschaften der eingearbeiteten Faktoren ab. Das Erhalten solch einer kontrollieren Zufuhr von mehreren Arzneistoffen wird deshalb als wünschenswert angesehen, weil bekannt ist, dass der Wundheilungsprozess in verschiedenen Stufen erfolgt, welche jeweils die Mitwirkung von verschiedenen Faktoren erfordern. Zum Beispiel besteht eine Stufe der Wundheilung in der Entwicklung von Granulationsgewebe. Diese Phase kann zum Beispiel durch die Verabfolgung von PDGF oder FGF stimuliert werden. In einer nächsten Phase wird die Wunde durch einen Epithelbildungsprozess geschlossen, der durch EGF stimuliert werden kann. Die Einschließung solcher Faktoren, wie beispielsweise VEGF oder PD-ECGF, kann einen Prozess, wie beispielsweise eine Gefäßneubildung, optimieren, der oft nicht zufrieden stellend ist und die Ursache sein kann, die chronischen Wunden, wie beispielsweise ischämischen Wunden, zugrunde liegt. Welcher Faktor zu welchem Zeitpunkt freizusetzen ist, um optimale Heilungsergebnisse zu erzielen, hängt zum Teil von der Art der Wunde ab. Es ist bekannt, dass der Wundheilungsprozess manchmal aberrierend sein und zur Bildung von beharrlich ausgeprägten Narben und Keloiden führen kann. Der Grund für die Veranlagung für solch eine Keloidbildung sind zwei Hauptfaktoren. Der erste ist die Lage der Narbe, und der zweite ist der genetische Hintergrund des Patienten. Es wird daher angenommen, dass die Keloidbildung aus der atopischen oder überflüssigen Gegenwart von gewissen Faktoren resultiert und dass das Vorhandensein von bestimmten Schichten innerhalb der Wundauflage verwendet werden kann, diese ungewünschten Faktoren zu maskieren. Andere Faktoren, welche maskiert werden können, umfassen jene, die zur überflüssigen Bildung von Kollagen und/oder Elastin führen können, wodurch solche Erscheinungen wie beispielsweise Hautkontraktionen oder Keloidbildung verhindert werden. Einer der Vorteile der vorliegenden Erfindung ist, dass die programmierte Zufuhr von mehreren Arzneistoffen unter Verwendung einer einzigen Auflage möglich ist, d.h. ohne die Wundauflagen wechseln zu müssen.
Im Falle von tieferen Wundhöhlen, wie beispielsweise einigen Arten von Druckgeschwüren oder chronischen Geschwüren, kann es zweckmäßiger sein, die angereicherten Gelatinehydrogelwundauflagen der vor liegenden Erfindung in der Form von Mikropartikeln, Schäumen, Pasten oder anderen Formen, welche sich leicht an die Wundform anpassen lassen, herzustellen. Mikropartikel können gemäß jedem der Verfahren hergestellt werden, die auf dem Fachgebiet bekannt sind, vorausgesetzt, dass die Aktivität der eingearbeiteten aktiven Substanzen nicht zerstört wird. Um die Haltbarkeit der angereicherten Partikel zu verlängern, ist es auch möglich, sie zu lyophilisieren. Das resultierende Pulver oder Granulat kann entweder direkt auf die Wunde aufgebracht werden, in welchem Fall es den zusätzlichen Vorteil des Absorbierens überschüssiger Wundflüssigkeit aufweist, oder es kann durch Inkubation in einer geeigneten Lösung zuerst rehydratisiert werden. Die angereicherten Partikel können auch in einem geeigneten Arzneimittelträger, wie beispielsweise Vaseline, Paraffinöl usw., formuliert werden, um eine Paste zu erhalten, welche zum Beispiel zum Füllen eines Hohlraums verwendet werden kann.
In einer der Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung wird die pharmazeutisch aktive Substanz in Affinitätsgelatinehydrogelmatrizen, wie beispielsweise zuvor beschrieben, eingearbeitet. In diesem Fall enthält die Matrix auch zusätzliche vernetzte, nicht diffusionsfähige oder anderweitig immobilisierte Verbindungen, welche eine Affinität zur aktiven Substanz aufweisen. Dies führt zu einer Verringerung der Freisetzungsgeschwindigkeit des aktiven Wirkstoffes, und in einigen Fällen können sie den Wirkstoff auch stabilisieren.
Im Folgenden sind nur ein paar Beispiele für solche Affinitätsliganden angegeben, welche in Gelatinehydrogelmatrizen der vorliegenden Erfindung eingearbeitet werden können.
Eine Klasse wird durch jene Moleküle gebildet, welche eine Affinität zu heparinbindenden Proteinen zeigen, wie beispielsweise Heparin oder funktionale Analogone von Heparin, wie beispielsweise Heparinsulfat, Chondroitinsulfat, Dermatansulfat, Dextransulfat oder irgendeine andere nicht toxische Polyaniongruppe, welche genügend Affinität zu einem eingearbeiteten heparinbindenden Faktor zeigt. Beispiele für solche Faktoren umfassen FGFs, HB-EGF, Amphiregulin und Betacellulin.
Ein anderes Beispiel für Affinitätsliganden kann aus hydrophoben Ketten bestehen, welche die Freisetzung von eingearbeiteten aktiven Wirkstoffen mit einer hydrophoben Beschaffenheit verzögern könnten. Die Einarbeitung solcher Ketten in Gelatinehydrogele der vorliegenden Erfindung könnte zum Beispiel durch die Verwendung von teilweise hydrophobierten, vinylsubstituierten Polysacchariden erreicht werden. Diese können zum Beispiel durch teilweise Veresterung von Dextran mit Fettsäuren (z.B. Hexansäure, Sterinsäure), gefolgt von der Reaktion mit Methacrylsäureanhydrid der auf diese Weise erhaltenen Dextranester gewonnen werden.
Für den Fachmann ist zu erkennen, dass die Herstellung von angereicherten Wundauflagen mit Eigenschaften der kontrollierten Freisetzung nur eine Anwendung der vorliegenden Erfindung darstellt. Es können viele andere mögliche Anwendungen der Verwendung von Gelatinehydrogelen der vorliegenden Erfindung als eine Matrix zur kontrollierten Freisetzung ins Auge gefasst werden. Die folgenden Möglichkeiten sind nur als Beispiele gedacht und schränken den Bereich von möglichen Anwendungen keineswegs ein.
Gelatinehydrogele der vorliegenden Erfindung können zum Beispiel zur Herstellung von Vorrichtungen zur trans dermalen Arzneistoffzufuhr verwendet werden. Ein Gelatinehydrogelpflaster, das einen transdermal zuführbaren Arzneistoff enthält, kann auf der Haut angebracht werden und ermöglicht eine langsame Freisetzung des Arzneistoffes über einen längeren Zeitraum. Ein okklusiver Film, der auf solch einer Vorrichtung angebracht ist, kann verhindern, dass das Biopolymer austrocknet. In anderen Anwendungen können Gelatinehydrogelmikropartikel, die mit einem bestimmten Arzneistoff beladen sind, intravenös, subkutan oder intramuskulär injiziert werden. Mit einem Markierungssystem ausgestattet können solche injizierte Mikropartikel zur topischen Verabfolgung von Verbindungen, mit welchen die Mikropartikel geladen wurden, verwendet werden. Im Prinzip kommen alle Arzneistoffe, für welche eine langsame Freisetzung über einen Zeitraum zwischen ein paar Tagen und ein paar Wochen wünschenswert ist, zur Einarbeitung in Mikropartikeln von Gelatinehydrogelen der vorliegenden Erfindung in Frage. Beispiele umfassen, ohne darauf beschränkt zu sein, krebshemmenden Arzneistoffe, Hormone, Impfstoffe, Empfängnisverhütungsmittel, kardiovaskuläre Arzneistoffe, neuroaktive Arzneistoffe usw.
FIGURENLEGENDE
1: Viskoelastische Eigenschaften von Gelatine, vinylmodifizierter Gelatine und vernetzten vinylmodifizierten Gelatinehydrogelfilmen.
Gelatinehydrogelfilme wurden hergestellt und mit LWUV-Licht (365 nm, 10 mW/cm²) belichtet, wie in Beispiel 2A beschrieben. Nach einwöchiger Lagerung der Hydrogelfilme bei 4 °C wurde die Temperaturabhängigkeit des Speicher- oder Elastizitätsmoduls durch schwingende Scherdeformation und Temperaturabtastung im Bereich von 16 bis 50 °C (Aufheizgeschwindigkeit 1, 75 °C min^-1) bei einer konstanten Frequenz (1 Hz) und einer konstanten Scherverformung (γ = 0,05, 1,88 mrad) bestimmt. Gelmod: methacrylamidmodifizierte Gelatine, Gelmod + DMPA: methacrylamidmodifizierte Gelatine + Fotoinitiatorsystem.
2: Viskoelastische Eigenschaften von vernetzten vinylmodifizierten Gelatinehydrogelfilmen bei Verlängerung der Hydrogellagerungszeit.
Die Temperaturabhängigkeit des Speicher- oder Elastizitätsmoduls wurde durch schwingende Scherdeformation und Temperaturabtastung im Bereich von 16 bis 50 °C (Aufheizgeschwindigkeit 1,75 °C min^-1) bei einer konstanten Frequenz (1 Hz) und einer konstanten Scherverformung (γ = 0,05, 1,88 mrad) bestimmt.
3: Transwell-COL-System für die Freisetzungsstudien.
Um die Freisetzung von Polypeptiden nur durch eine Seite der Hydrogelfilme zu erlauben, wurden Hydrogelfilmproben auf eine mikroporöse kollagenbehandelte Membran eines Zellkultureinsatzes aufgelegt, und das Volumen des Extraktionsmediums wurde so eingestellt, dass es mit der Unterseite der mikroporösen Membran in Kontakt kam.
4: Freisetzung von ¹²⁵I-BSA (A) und ¹²⁵I-EGF (B) aus Hydrogelfilmen, die aus methacrylamidmodifizierter Gelatine mit einem Substitutionsgrad von 60 % (60 % der ∈-Aminogruppen von Gelatine wurden mit Vinylseitengruppen modifiziert) bestehen und wie in Beispiel 1 hergestellt sind. Dieselben Einheiten gelten für den Einsatz.
5: Freisetzung von ¹²⁵I-BSA (A) und ¹²⁵I-EGF (B) aus Hydrogelfilmen, die aus methacrylamidmodifizierter Gelatine mit einem Substitutionsgrad von 60 % (60 % der ∈-Aminogruppen von Gelatine wurden mit Vinylseiten gruppen modifiziert) und acrylamidmodifiziertem Dextran mit einem Substitutionsgrad von 10 % (10 % Vinylseitengruppen je 100 Glucosideinheiten) bestehen und wie in Beispiel 1 hergestellt sind. Dieselben Einheiten gelten für den Einsatz.
6: Freisetzung von ¹²⁵I-BSA (A) und ¹²⁵I-EGF (B) aus Hydrogelfilmen, die aus methacrylamidmodifizierter Gelatine mit einem Substitutionsgrad von 60 % (60 % der ∈-Aminogruppen von Gelatine wurden mit Vinylseitengruppen modifiziert) und methacrylatmodifiziertem Dextran mit einem Substitutionsgrad von 10 % (10 % Vinylseitengruppen je 100 Glucosideinheiten) bestehen und wie in Beispiel 1 hergestellt sind. Dieselben Einheiten gelten für den Einsatz.
7: Herstellung der vinylmodifizierten Derivate.
Methacrylamidmodifizierte Gelatine kann durch die Reaktion von Gelatine (Gel-NH₂) mit Methacrylanhydrid (A) hergestellt werden. Vinylmodifiziertes Dextran kann durch die Reaktion von Dextran (Dex-OH) entweder mit 2-Vinyl-4,4-dimethyl-2-oxalin-5-on (Vinylazlacton) (B) oder mit Methacrylanhydrid (C) hergestellt werden.
8: Temperaturabhängigkeit des Speichermoduls G' von Gelatinemethacrylamidhydrogelen, DS = 35 %, 46 % und 60 %, bei Polymerkonzentration 15 Gew.-% in Wasser; Initiatorkonzentration 0,006 Gew.-% (Irgacure 2959), UV-Belichtung 30 min (365 nm, 10 mW/cm²); Lagerungstemperatur 4 °C; Lagerungszeit nach UV-Bestrahlung 2 Tage; schwingende Scherdeformation γ = 0,05; Frequenz f = 1 Hz.
9: Temperaturabhängigkeit des Speichermoduls G' von Gelatinemethacrylamidhydrogelen, DS = 60 %, bei Polymerkonzentration 15 Gew.-% in Wasser; Initiatorkonzentration 0,0004 Gew.-% bis 0,05 Gew.-% (Irgacure 2959), UV-Belichtung 60 min (365 nm, 10 mW/cm²); Lagerungstemperatur 4 °C; Lagerungszeit nach UV-Bestrahlung 2 Tage; schwingende Scherdeformation γ = 0,05; Frequenz f = 1 Hz.
10: Temperaturabhängigkeit des Speichermoduls G' von Gelatinemethacrylamidhydrogelen, DS = 60 %, bei Polymerkonzentration 15 Gew.-% in Wasser; γ-Bestrahlungsdosis 0, 3, 6, 15 und 25 kGy; Lagerungstemperatur 4 °C; Lagerungszeit vor γ-Bestrahlung 11 Tage; Lagerungszeit nach γ-Bestrahlung 7 Tage; schwingende Scherdeformation γ = 0,05; Frequenz f = 1 Hz.
11: Temperaturabhängigkeit des Speichermoduls G' von Gelatinemethacrylamidhydrogelen, DS = 16 %, 25 % und 30 %, bei Polymerkonzentration 15 Gew.-% in Wasser; γ-Bestrahlungsdosis 6 kGy; Lagerungstemperatur 4 °C; Lagerungszeit vor γ-Bestrahlung 11 Tage; Lagerungszeit nach γ-Bestrahlung 4 Tage; schwingende Scherdeformation γ = 0,05; Frequenz f = 1 Hz.
BEISPIELE
Beispiel 1: Erzeugung von Gelatinehydrogelfilmen
Herstellung von Gelatinemethacrylamid
Gelatinemethacrylamid kann durch die Reaktion von Gelatine mit Methacrylanhydrid hergestellt werden (7A). Zehn Gramm Gelatine, die etwa 3,28 nmol von ∈-Aminogruppen von Lysin- und Hydroxylysinrückständen entsprechen, werden in 100 ml PBS-Pufferlösung (pH 7,4) aufgelöst und bei 50 °C gerührt. Nach der vollständigen Löslichmachung der Gelatine werden 0,5 ml Methacrylanhydrid (3,35 mmol) beigegeben. Die Mischung aus Gelatine und Methacrylanhydrid wird 1 Stunde lang bei 40 bis 50 °C gerührt. Danach wird die Mischung während einiger Tage bei 40 °C gegen Wasser dialysiert und lyophilisiert. Die Beurteilung des Gehalts in freien ∈-Aminogruppen von Lysin- und Hydroxylysinrückständen, die in der Gelatine gegenwärtig sind, durch das Trinitrobenzolsulfonsäureverfahren weist daraufhin, dass ein Gramm der gewonnenen Methacrylamidgelatine noch 0,284 nmol von freien ∈-Aminogruppen enthält. Diese Beurteilung ermöglicht es, zu berechnen, dass 55 % der ∈-Aminogruppen der modifizierten Gelatine noch frei sind und dass 45 % der Aminogruppen der Gelatine modifiziert wurden.
Herstellung von acrylamidmodifiziertem Dextran
Vinylmodifiziertes Dextran kann durch die Reaktion von Dextran mit 2-Vinyl-4,4-dimethyl-2-oxalin-5-on (Vinylazlacton) hergestellt werden, wie in 7B zu sehen. Ein Gramm Dextran (MW 40000), das 6,2 meq Glucosideinheiten entspricht, wird in 20 ml Dimethylsulfoxid (DMSO) aufgelöst. Dann werden dem Dextran, das in DMSO aufgelöst wurde, 0,26 g (1,86 mmol) Vinylazlacton und 36,4 mg (0,3 mmol) 4-N,N-Dimethylaminopyridin (DMAP) beigegeben und während 24 Stunden bei 50 °C gerührt. Das Polymer wird durch Präzipitation in überschüssigem Aceton isoliert. Nach dem Trocknen und Wiederauflösen in Wasser wird es zwei Tage lang bei Raumtemperatur gegen Wasser dialysiert und gefriergetrocknet. NMR-Messungen weisen darauf hin, dass eine 30%ige Vinylsubstitution von Dextran erreicht wird (30 Vinylseitengruppen je 100 Glucosideinheiten).
Herstellung von Dextranmethacrylat
Vinylmodifiziertes Dextran kann auch durch die Reaktion von Dextran mit Methacrylanhydrid hergestellt werden (7C). Ein Gramm von (6,2 meq Glucosideinheiten) von Dextran (MW 40000) wird in 20 ml DMSO aufgelöst.
Der Dextranlösung werden 0,092 ml Methacrylanhydrid (0,62 mmol) und 36,4 mg (0,3 mmol) DMAP beigegeben. Nach dem Rühren bei 50 °C während 1 Stunde wird das Polymer in einem großen Volumen einer Methanol-Aceton-Mischung (1:1) präzipitiert. Das trockene Produkt wird dann in Wasser wieder aufgelöst und zwei Tage lang bei Raumtemperatur dialysiert und gefriergetrocknet. Der Substitutionsgrad wurde durch ein NMR-Experiment gemessen. Es wird eine 10%ige Vinylsubstitution von Dextran erreicht (10 Vinylseitengruppen je 100 Glucosideinheiten).
Herstellung eines Gelatinehydrogelfilms
Die Vernetzung der methacrylamidmodifizierten Gelatine oder die Copolymerisation von Gelatinemethacrylamid mit vinylsubstituiertem Dextran oder die Vernetzung von vinylsubstituiertem Dextran in der Gegenwart von Gelatine, wobei die Gelatine in einem halb ineinander greifenden Netz eingeschlossen ist, erfolgt in einem wässrigen Medium in der Gegenwart von Radikalinitiatoren. Die Initiatoren können ein Redoxinitiationssystem, wie beispielsweise Ammoniumpersulfat + N,N,N',N'-Tetramethylendiamin (1 μmol/Gramm Gel), oder ein Fotoinitiator, wie beispielsweise 2,2-Dimethoxy-2-phenylacetophenon (DMPA) + Lichtbehandlung, sein. Um zum Beispiel Hydrogelfilme durch radikalische Vernetzung herzustellen, können Lösungen (bei 40 °C) von vinylmodifizierten Derivaten, welche DMPA als Fotoinitiator enthalten, in eine Gussform, die aus zwei Glasplatten besteht, die durch Abstandshalter mit einer Dicke von 1 mm getrennt sind, geleert und 10 min lang bei 365 nm mit einer LWUV-Lampe Modell VL-400L (Vilber Lourmat, Marne La Vallée, Frankreich) bestrahlt werden (10 mW/cm²). Nach Entfernung der Glasplatten wird ein flexibler, 1 mm dicker Film erhalten, der wasserunlöslich ist.
Beispiel 2: Viskoelastische Eigenschaften von vernetzten methacrylamidmodifizierten Gelatinefilmen
A) Charakterisierung der mechanischen Eigenschaften (Elastizitätsmodul) von Gelatinemethacrylamidhydrogelfilmen
Die Messung der dynamischen Scherschwingung bei geringer Verformung wurde verwendet, um die viskoelastischen Eigenschaften von vernetzten methacrylamidmodifizierten Gelatinehydrogelfilmen zu charakterisieren. Methacrylamidmodifizierte Gelatine mit einem Substitutionsgrad von 45 % (45 % der ∈-Aminogruppen von Gelatine wurden mit Vinylseitengruppen modifiziert) wurde so hergestellt, wie in Beispiel 1 beschrieben. Die Vernetzung der methacrylamidmodifizierten Gelatine erfolgte in einem wässrigen Medium in der Gegenwart von 2,2-Dimethoxy-2-phenylacetophenon (DMPA), das als Fotoinitiator verwendet wurde. Gelatinemethacrylamid (1 g) wurde in 10 ml (10 Gew.-%) einer Phosphatpuffersalzlösung (pH 7,4), die auf 40 °C erwärmt wurde, aufgelöst. DMPA (6 mg) wurde der methacrylamidmodifizierten Gelatinelösung beigegeben und bei 40 °C 1 min lang gerührt. Die warme Mischung wurde dann in eine Gussform aus zwei durch 1 mm dicke Abstandshalter getrennte Glasplatten geleert und 10 min lang dem Licht (365 nm, 10 mW/cm²) einer LWUV-Lampe Modell VL-400L ausgesetzt. Zu Vergleichszwecken und zum Ermöglichen der Unterscheidung zwischen dem jeweiligen Beitrag der physikalischen und chemischen Vernetzung zu den Hydrogelelastizitätsmodulen wurden nicht vernetzte Gelatinehydrogelfilme und methacrylamidmodifizierte Gelatinehydrogelfilme in Abwesenheit eines Fotoinitiators (DMPA) hergestellt. Für die Gelatinehydrogelherstellung wurde ein Gramm Gelatine in 10 ml (10 Gew.-%) einer Phosphatpuffersalzlösung (pH 7,4), die auf 40 °C erwärmt wurde, aufgelöst, und für methacrylamidmodifizierte Gelatinehydrogele wurde ein Gramm methacrylamidmodifizierte Gelatine in 10 ml (10 Gew.-%) einer Phosphatpuffersalzlösung (pH 7,4), die auf 40 °C erwärmt wurde, aufgelöst; die beiden Lösungen wurden getrennt in Gussformen geleert, die aus zwei durch 1 mm dicke Abstandshalter getrennte Glasplatten bestanden. Die Hydrogelfilme wurden eine Stunde lang auf Raumtemperatur gehalten und danach eine Woche lang bei 4 °C gelagert. Die rheologischen Messungen bei schwingender Scherdeformation wurden mit einem Rheometer CSL² (TA Instruments) unter Verwendung von parallelen unbearbeiteten Platten mit einem Durchmesser von 40 mm und einem Platte-Platte-Abstand von 800 μm durchgeführt. Die Temperaturabhängigkeit des Speicher- oder Elastizitätsmoduls wurde durch schwingende Scherdeformation und Temperaturabtastung im Bereich von 16 bis 50 °C (Aufheizgeschwindigkeit 1, 75 °C min^-1) bei einer konstanten Frequenz (1 Hz) und einer konstanten Scherverformung (γ = 0,05, 1,88 mrad) bestimmt. Die Temperaturabhängigkeit des Speicher- oder Elastizitätsmoduls G' der Hydrogelfilme ist in 1 dargestellt. Gelatinehydrogelfilme wurden nur durch physikalische Gelierung gebildet und zeigten hohe G'-Werte unter dem Schmelzpunkt von Gelatine. Wenn die Temperatur über den Gelatineschmelzpunkt (Sol-Gel-Übergangstemperatur: 28 °C bis 30 °C) erhöht wurde, fiel der Elastizitätsmodul infolge des Zerfalls des physikalischen Gelatinenetzes sehr schnell auf sehr niedrige Werte ab. Methacrylamidmodifizierte Gelatinehydrogele, die ohne Beigabe eines Fotoinitiators hergestellt wurden, zeigten selbst unter der Sol-Gel-Übergangstemperatur nur niedrige G'-Werte, was darauf hinweist, dass ein schlechtes physikalisches Netz gebildet werden kann, wenn Gelatine mit Methacrylamidseitengruppen modifiziert wird. Über dem Sol-Gel-Übergang nahm der Elastizitätsmodul schnell auf sehr niedrige Werte ab, was darauf hinweist, dass in Abwesenheit eines Fotoinitiators keine chemische Vernetzung gebildet wurde. Dagegen führte die Lichtbe handlung von DMPA-haltigen methacrylamidmodifizierten Gelatinelösungen zur Erzeugung eines Hydrogelfilms mit hohen Speichermodul- oder G'-Werten sowohl unter als auch über dem Schmelzpunkt von Gelatine, was darauf hinweist, dass die Gegenwart eines Fotoinitiatorsystems zusammen mit der Lichtbehandlung eine chemische Hydrogelvernetzung induzierte. Es wurde gefolgert, dass die mechanischen Eigenschaften (z.B. der Elastizitätsmodul) der vernetzten Methacrylamidgelatinefilme sowohl aus der chemischen Vernetzung als auch aus der physikalischen Strukturierung von methacrylamidmodifizierter Gelatine resultieren. Es wurde außerdem gefolgert, dass vernetzte methacrylamidmodifizierte Hydrogelfilme mit geeigneten mechanischen Eigenschaften zur Herstellung von Wundauflagen erzeugt werden können.
B) Charakterisierung der mechanischen Eigenschaften (Elastizitätsmodul) von Gelatinemethacrylamidhydrogelfilmen bei Verlängern der Hydrogellagerungszeit
Der Speichermodul von vernetzten methacrylamidmodifizierten Gelatinehydrogelfilmen wurde unter Verwendung von Messungen eines Schwingungsversuchs bei geringer Deformation beurteilt. Methacrylamidmodifizierte Gelatine mit einem Substitutionsgrad von 60 % (60 % der ∈-Aminogruppen von Gelatine wurden mit Vinylseitengruppen modifiziert) wurden so hergesellt, wie in Beispiel 1 beschrieben. Die Vernetzung der methacrylamidmodifizierten Gelatine erfolgte in einem wässrigen Medium in der Gegenwart von DMPA, das als Fotoinitiator verwendet wurde. Methacrylamidmodifizierte Gelatine (1,5 g) wurde in 10 ml (15 Gew.-%) einer Phosphatpuffersalzlösung (pH 7,4), die auf 40 °C erwärmt wurde, aufgelöst. DMPA (6 mg) wurde der methacrylamidmodifizierten Gelatine beigegeben und 1 Minute lang bei 40 °C erwärmt. Die warme Mischung wurde dann in eine Gussform, die aus zwei Glasplatten bestand, die durch 1 mm dicke Abstandshalter getrennt waren, geleert und 10 min lang dem Licht (365 nm, 10 mW/cm²) eines LWUV-Lampenmodells ausgesetzt. Die vernetzten Hydrogelfilme wurden eine Stunde lang auf Raumtemperatur gehalten und danach verschiedene Zeiträume lang bei 4 °C gelagert. Die rheologischen Messungen bei schwingender Scherdeformation wurden mit einem Rheometer CSL² (TA Instruments) unter Verwendung von parallelen unbearbeiteten Platten mit einem Durchmesser von 40 mm und einem Platte-Platte-Abstand von 800 μm durchgeführt. Die Temperaturabhängigkeit des Speicher- oder Elastizitätsmoduls wurde durch schwingende Scherdeformation und Temperaturabtastung im Bereich von 16 bis 50 °C (Aufheizgeschwindigkeit 1,75 °C min^-1) bei einer konstanten Frequenz (1 Hz) und einer konstanten Scherverformung (γ = 0,05, 1,88 mrad) bestimmt. Die Temperaturabhängigkeit des Speicher- oder Elastizitätsmoduls G' eines Hydrogelfilms bestehend aus vernetzter methacrylamidmodifizierter Gelatine, die verschiedene Zeiträume lang gelagert wurde, ist in 2 dargestellt. Die mechanischen Hydrogeleigenschaften (z.B. der Elastizitätsmodul) resultieren aus der Gelierung der Gelatinekomponente und der chemischen Vernetzung der vinylmodifizierten Gelatine. Die Temperaturabtastung der Hydrogelproben unter und über dem Schmelzpunkt von Gelatine erlaubt es, den physikalischen jeweiligen Beitrag der chemischen und physikalischen Vernetzung zum Hydrogelelastizitätsmodul zu identifizieren. Die Lichtbehandlung von Mischungen. aus methacrylamidmodifizierter Gelatine und DMPA führte zur Erzeugung eines Hydrogelfilms mit hohen Speichermodul- oder G'-Werten unter und über dem Schmelzpunkt von Gelatine, was auf die Bildung von chemischen Bindungen in den Gelatinehydrogelfilmen hinweist. Bei Verlängern der Hydrogelfilmlagerungszeit stiegen die G'-Werte zwar im Temperaturbereich unter 25 °C, blieben aber im Temperaturbereich über 25 °C konstant, was darauf hinweist, dass die Erhöhung des Hydrogelspeichermoduls bei Verlängern der Lagerungszeit nur aus einer Zunahme des Beitrags der physikalischen Strukturierung der Gelatinekette resultierte. Nach ein- oder zweiwöchiger Lagerung der Hydrogele stabilisierten sich die G'-Werte, was darauf hinweist, dass nach einer Hydrogelreifungsperiode vernetzte methacrylamidmodifizierte Gelatinehydrogelfilme mit stabilen mechanischen Eigenschaften (Elastizitätsmodul) erhalten werden können.
Beispiel 3: Kontrollierte Freisetzung von radioaktiv markierten ¹²⁵I-Polypeptiden (EGF und BSA) aus vernetzten Gelatinehydrogelfilmen
Herstellung der Filme
Vernetzte Gelatinehydrogelfilme, welche die iodierten Faktoren enthielten, wurden unter Verwendung ähnlicher Verfahren, wie zuvor beschrieben, hergestellt, wobei die Polypeptide der Gelatine oder der modifizierten Gelatine vor der Hydrogelvernetzung beigegeben wurden. Die Gelatinehydrogele enthielten 0.02 % Thimerosal als Konservierungsmittel. Die Konzentration von iodierten Versuchsproteinen in der Gelatinehydrogelmatrix betrug ungefähr 5 μg/ml.
Freisetzungsversuche unter Verwendung eines Wundimitationssystems
Zur Beurteilung der Freisetzungskinetik von Wundauflagen zur kontrollierten Zufuhr ist ein Elutionsversuchssystem, bei dem die Auflagenprobe unter kontinuierlichem Schütteln in die Extraktionsflüssigkeit eingetaucht wird, nicht ideal. Da diese Art von Elution mittels eines aktiven Extraktionsverfahrens durchgeführt wird, ist die Freisetzung in solch einem System viel schneller, als bei einer Wunde zu beobachten wäre. Shinde und Erhan (Bio-Med. Mat. Eng. 2; S. 127 – 131, 1992) berichteten von solch einer Art von System zum Bestimmen der Freisetzungseigenschaften von insulinbeladenen flexibilisierten Gelatinefilmen. Wir setzen ein alternatives Versuchssystem ein, das die Wundsituation imitiert. Um die Freisetzung von Polypeptiden aus Gelatinehydrogelfilmen zu quantifizieren, wurde das in 3 dargestellte Freisetzungssystem eingesetzt. Proben (1,3 cm²) der Gelatinehydrogelfilme wurden auf einer mikroporösen kollagenbehandelten Membran (Porendurchmesser 3 μm) eines Transwell-COL-Zellkulturkammereinsatzes von Costar angeordnet, der selbst in einer Mulde einer Platte mit 6 Mulden angeordnet war. Das Volumen des Auflösungsmediums (1 ml PBS mit 0,1 % Casein und 0,02 % Thimerosal) wurde so eingestellt, dass es mit der Unterseite der mikroporösen Membran in Kontakt kam. Daher wurden die eingearbeiteten Hydrogelverbindungen nur durch eine Seite der Gelatinehydrogelproben freigesetzt. Diese Art von Freisetzungssystem wurde verwendet, um Bedingungen zu imitieren, die in einer offenen Wunde vorherrschen, und um eine realistischere Einschätzung der Freisetzungskinetik bereitzustellen als ein einfaches Eintauchsystem, bei welchem das eingearbeitete Material schneller löslich gemacht worden wäre. Um die Wundbedingungen genauer zu simulieren, wurde der Freisetzungsversuch in einem thermostabilisierten Inkubator bei 37 °C durchgeführt. Zu bestimmten Zeitpunkten wurde der 1 ml Extraktionsflüssigkeit entnommen und durch 1 ml frische Flüssigkeit ersetzt. Um die Menge von freigesetztem markiertem Protein zu quantifizieren, wurde die Radioaktivität, die in den entnommenen Extraktionsflüssigkeitsproben gegenwärtig war, in einem Gammazähler gemessen. Um außerdem die Stabilität bei Lagerung der proteinbeladenen Gelatinehydrogelfilme zu beurteilen, wurden Freisetzungsprofile in Filmen bestimmt, welche einen Tag und zwei Monate lang bei 4 °C gelagert wurden. Extraktionsflüssigkeitsproben wurden bei –70 °C gelagert. Am Ende des Freisetzungsexperiments wurden alle Extraktionsflüssigkeitsproben aufgetaut und vor den Radioaktivitätsmessungen zuerst mit TCA präzipitiert, um sicher zu sein, dass nur die proteinbezogene Radioaktivität quantifiziert wurde. Am Ende des Experiments wurde auch die Restradioaktivität in den Gelatinescheiben und im Transwell-COL-Filter bestimmt. Die Freisetzungskinetik von ¹²⁵I-BSA (MW: 68 kDA) und ¹²⁵I-EGF (MW: 6 kDA) aus Hydrogelfilmen verschiedener Zusammensetzung ist in 4, 5 und 6 dargestellt. Nach eintägiger oder zweimonatiger Lagerung der Hydrogele zeigten alle beurteilten Hydrogele bis zu 9 Tagen Inkubation eine nachhaltige Freisetzung von Polypeptiden. Nach dieser Inkubationsperiode wurden 80 bis 90 % beider Peptide im Extraktionsmedium freigesetzt. Diese Freisetzungskinetik war durch eine explosionsartige Freisetzung gekennzeichnet, der eine Plateaufreisetzung folgte. Obwohl ¹²⁵I-EGF schneller als ¹²⁵I-BSA freigesetzt wurde, bestätigen die Ergebnisse, dass die Freisetzung auch für größere Proteine mit dem hohen Wirksamkeitsgrad und gemäß der Kinetik erfolgt, die zur Anwendung in angereicherten Wundauflagen positiv sind. Außerdem erweist sich die Stabilität der Matrix als ausreichend, um eine längerfristige Lagerung zu erlauben, da die Hydrogellagerung keine oder nur eine geringfügige Auswirkung auf die Freisetzungskinetik hat. Es stellte sich heraus, dass die neuen Hydrogele, die aus Vinylderivaten von Gelatine und Dextran bestehen, geeignete Freisetzungssysteme für die mittelfristige nachhaltige Zufuhr von Polypeptiden sind.
Beispiel 4: Einfluss des Substitutionsgrades auf die Gelatinemethacrylamidgele
Materialien und Verfahren
Gelatine vom Typ B (G-9382, Los 26H0347) von Sigma wird durch Alkalibehandlung von Rinderhaut hergestellt. Die Gelfestigkeit beträgt 225 Bloom.
Methacrylanhydrid (MAA) wurde von Aldrich erhalten und so verwendet, wie empfangen.
1-(4-(2-Hydroxyethxoy)-phenyl)-2-hydroxy-2-mehtyl-1-propan-1-on (Irgacure^® 2959) wurde von Ciba erhalten.
Trinitrobenzolsulfonsäure wurde von Serva und Acetyllysin von Bachem erworben.
Dialysemembranen Spectra/Por^®1 (MW 6000 – 8000) wurden von Polylab (Antwerpen, Belgien) erhalten.
Herstellung von Gelatinemethacrylamid
100 g Gelatine (32,8 mmol von ∈-Aminogruppen von Lysin und Hydroxylysin) werden in 1 Liter Phosphatpuffersalzlösung (PBS, ph 7,4) aufgelöst und bei 50 °C gerührt. Nach der vollständigen Löslichmachung der Gelatine werden 10 ml Methacrylanhydrid (67,1 mmol) beigegeben. Die Reaktionsmischung wird 1 Stunde lang bei 40 bis 50 °C gerührt. Danach wird die Mischung mit einem Liter Wasser verdünnt und während eines Tages bei 40 °C gegen Wasser dialysiert und gefriergetrocknet.
Gelatinemethacrylamid mit niedrigeren Substitutionsgraden kann durch Verringern der Methacrylanhydridmenge hergestellt werden.
Die Bestimmung von freien Aminogruppen in modifizierter Gelatine wird durch das Trinitrobenzolsulfonsäure- oder TNBS-Verfahren (Habeeb, Anal. Biochem. 14, 328 – 336, 1966) gemessen. Ein ml der Proteinlösungen (Gelatine oder Gelatinemethacrylamid in Wasser) wird mit 1 ml NaHCO₃-Pufferlösung (pH 8,5) (0,05 M) und 1 ml TNBS-Lösung (0,1 %) gemischt. Die Mischungen werden vor Licht geschützt und während 2 Stunden auf 37 °C gehalten. Dann werden 0,5 ml warmer HCl (1 N) beigegeben, und bei 345 nm wird das Absorptionsmaß gemessen. Alle Proben wurden in Triplate hergestellt.
Dieses UV-Verfahren wird bei einer Eichkurve von Acetyllysin durchgeführt. Die Beurteilung des Prozentsatzes der restlichen freien ∈-Aminogruppen nach der Modifikation der Gelatine ermöglicht es, den Substitutionsgrad (DS) von Gelatinemethacrylamid zu berechnen.
Die Reaktion von Gelatine mit einem Überschuss an Methacrylanhydrid führt zu Gelatinemethacrylamiden mit einem Substitutionsgrad von bis zu 70 %, während die Reaktion mit einer äquivalenten Menge Anhydrid nur zu einer Modifikation von 46 % (46 Vinylseitengruppen je 100 ∈-Aminogruppen in der Ausgangsgelatine) führt.
Herstellung von Hydrogelfilmen
Eine LWUV-Lampe Modell VL-400L (Vilber Lourmat, Marne La Vallée) mit einem Flutlichtscheinwerfer 365 nm wird verwendet, um die Proben zu bestrahlen.
Die rheologischen Messungen bei schwingender Scherdeformation bei den Hydrogelen wurden mit einem Rheometer CSL² (TA Instruments) unter Verwendung von parallelen unbearbeiteten Platten mit einem Durchmesser von 40 mm und einem Platte-Platte-Abstand von 800 μm durchgeführt. Die Temperaturabhängigkeit des Speicher- oder Elastizitätsmoduls wird durch schwingende Scherdeformation und Temperaturabtastung im Bereich von 16 bis 50 °C (Aufheiztemperatur 1,75 °C min^-1) bei einer konstanten Frequenz (1 Hz) und einer konstanten Scherverformung (γ = 0,05, 1,88 mrad) bestimmt.
Die Vernetzung der methacrylamidmodifizierten Gelatine erfolgt in einem wässrigen Medium in Gegenwart eines Fotoinitiators (Irgacure^® 2959). 1,5 g Gelatine methacrylamid werden bei 40 °C in 10 ml (15 Gew.-%) Initiatorlösung (0,006 Gew.-%) gelöst. Die warme Mischung wird dann in eine Gussform geleert, die aus zwei Glasplatten besteht, die durch Abstandshalter mit einer Dicke von 1 mm getrennt sind. Die Hydrolgellösung, welche den UV-Initiator enthält, wird dann dem LWUV-Licht (365 nm, 10 mW/cm²) während 30 Minuten bei 30 °C ausgesetzt. Nach Entfernung der Glasplatten wird ein flexibler, 1 mm dicker transparenter Film erhalten, der wasserunlöslich ist.
Einfluss des Substitutionsgrades auf Gelatinemethacrylamidgele
Die Methacrylamidgelatine- oder Gelmodhydrogele werden so hergestellt, wie zuvor beschrieben. Hydrogelfilme, welche Gelatine mit einer verschiedenen Anzahl von Vinylseitengruppen enthalten, werden durch rheologische Messungen bei schwingender Scherdeformation beurteilt. Der Substitutionsgrad (DS für engl. degree of substitution) wird als der Prozentsatz von ∈-Aminogruppen definiert, die zu einer Vinylgruppe modifiziert werden, und durch das Habeeb-verfahren (TNBS) bestimmt. Der DS hat eine merkliche Auswirkung auf den Speichermodul G' über 30 °C, die chemische Vernetzung wird also durch die Anzahl von reaktiven Vinylseitengruppen stark beeinflusst. Modifizierte Gelatinegele mit einem DS von 35 % oder weniger zeigen einen starken Abfall des Speichermoduls. Die Bildung von chemischen Vernetzungen in den Gelen mit niedrigem Substitutionsgrad (< 35 %) ist vernachlässigbar. Um starke chemisch vernetzte Hydrogele zu erhalten, ist Gelatinemethacrylamid mit einem DS von etwa 46 % geeignet (siehe 8).
Beispiel 5: Einfluss der Initiatorkonzentrationen (IRGACURE^® 2959)
Die Methacrylamidgelatine- oder Gelmodhydrogele werden so hergestellt, wie in Beispiel 4 beschrieben. Die Temperaturabhängigkeit des Speichermoduls wird durch die Initiatorkonzentrationen im Gel stark beeinflusst. Bei Verwendung von weniger als 0,002 Gew.-% Initiatorlösung (0,21 mg Irgacure^® 2959 je 10 ml Polymerlösung) ist ein extensiver Abfall des G' zu beobachten. Hydrogele mit 0,003 oder mehr Gew.-% Initiatorlösung zeigen bei hoher Temperatur einen höheren Speichermodul, weshalb sie chemisch dichter vernetzt sind. Die mechanischen Eigenschaften von Gelatinemethacrylamidhydrogelen nehmen bei höherer Initiatorkonzentration zu. Allerdings werden die Hydrogele bei Anwendung von Konzentrationen über 0,025 Gew.-% hart und spröde (siehe 9).
Beispiel 6: Wirkung der Bestrahlungsdosis auf Gelatinemethacrylamidgele
Die Wirkung von verschiedenen Bestrahlungsdosen auf die viskoelastischen Eigenschaften von Gelatinemethacrylamidhydrogelen wurde beurteilt. Gelatinemethacrylamid mit einem hohen Substitutionsgrad (DS 60 %) wird verwendet, um die Versuchsfilme herzustellen. Die Methacrylamidgelatine- oder Gelmodhydrogele werden so hergestellt, wie in Beispiel 4 beschrieben. Die Hydrogelfilme werden in ihrer Gussform (zwischen Glasplatten) bei Raumtemperatur bestrahlt. Eine starke chemische Vernetzung tritt während der Bestrahlung ein, und es werden harte, aber spröde Hydrogele erhalten. Selbst bei einer niedrigen Dosis von 3 kGy wird ein sehr hoher Speichermodul G' gemessen (10). Für Wundauflageanwendungen werden elastischere Hydrogele benötigt, weshalb die Bestrahlung von Gelatinemethacrylat mit einem niedrigeren Substitutionsgrad empfohlen wird.
Beispiel 7: Wirkung einer 6-kGy-Dosis auf Gelatinemethacrylatgele mit unterschiedlichem Substitutionsgrad
Gelatinehydrogele mit einem niedrigen Substitutionsgrad werden bestrahlt, um weniger spröde Materialien zu erhalten, als zuvor erörtert. Die Methacrylatgelatine- oder Gelmodhydrogele werden darüber hinaus so hergestellt, wie in Beispiel 4 beschrieben.
Infolge des Schmelzens von chemisch nicht vernetztem Polymer ist ein extensiver G'-Abfall zu beobachten (11), wenn Gelatinemethacrylamid mit einem Substitutionsgrad von 16 % bestrahlt wird (6 kGy). Die physikalische Gelierung von Gelatine schmilzt über 30 °C. Ein chemisch dichter vernetztes Hydrogel wird bei Substitutionsgraden von über 25 % erhalten, und es werden selbst bei Temperaturen Über dem Schmelzpunkt von Gelatine starke, aber elastische Hydrogele gebildet.

Claims

Arzneimittel, enthaltend eine Biopolymermatrix, umfassend entweder vernetzte methacrylamidmodifizierte Gelatine oder mit vinylsubstituierten Polysacchariden copolymerisierte methacrylamidmodifizierte Gelatine.
Arzneimittel nach Anspruch 1, bei dem andere Verbindungen mit der Matrix assoziiert sind, wobei die anderen Verbindungen zu einer oder mehreren der folgenden Klassen gehören: – ein polysulfatiertes Oligo- oder Polysaccharid, wie Heparin, Heparansulfat, Chondroitinsulfat, Dermatansulfat, Dextransulfat, oder Fragmente davon; – ein biokompatibles Polyanion, das heparinbindende Wachstumsfaktoren binden kann; – ein Proteoglycan mit Glycosaminoglycanketten, die heparinbindende Wachstumsfaktoren binden können; – ein funktionales Analogon von Heparin, das heparinbindende Wachstumsfaktoren binden oder stabilisieren kann; – ein monoklonaler oder polyklonaler Antikörper oder ein durch Phagen-Display erhältliches Mikroprotein mit hoher und selektiver Affinität zu molekularen Faktoren, die den Wundheilungsprozeß modulieren können; – eine therapeutisch wirksame Menge eines Arzneistoffs, vorzugsweise eines antiseptisch oder wundheilend wirkenden Arzneistoffs, der vorzugsweise zu einer der folgenden Gruppen gehört: EGF-ähnliche Faktoren, FGF-ähnliche Faktoren, TFG-β-ähnliche Faktoren, IGF-ähnliche Faktoren, PDGF-ähnliche Faktoren, Keratinozytenzellysat; – Verbindungen mit wesentlicher Affinität zu dem eingearbeiteten Arzneistoff zwecks Verlangsamung der Freisetzung des Arzneistoffs aus der Matrix und/oder Stabilisierung des Arzneistoffs.
Arzneimittel nach Anspruch 1 oder 2, bei dem die Matrix in Form eines hydratisierten oder trockenen Films, eines hydratisierten oder trockenen Schaums, hydratisierter oder trockener Mikroperlen, eines Trockenpulvers oder hydratisierter oder trockener Fasern, die zu einem Gewebe oder Vlies verarbeitet sein können, vorliegt.
Arzneimittel, enthaltend eine Biopolymermatrix nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem mehrere Formen der Matrix kombiniert sind, wobei jede Form verschiedene Eigenschaften bezüglich der chemischen Zusammensetzung und/oder physikalischen Eigenschaften und/oder Eigenschaften kontrollierter Freisetzung aufweist.
Verwendung einer Biopolymermatrix gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4 zur Herstellung einer Wundauflage und/oder einer Vorrichtung zur kontrollierten Freisetzung.
Verwendung einer Biopolymermatrix gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4 zur Herstellung einer Wundauflage zur Behandlung einer der folgenden Erkrankungen: – Hautverletzungen (einschließlich von Verbrennungen, refraktären oder chronischen Geschwüren, diabetischen Fußgeschwüren, nekrotischen und schorfigen Wunden, chirurgischen Wunden, Dekubitalgeschwüren und Druckgeschwüren, ischämischen Wunden), – Vernarbung und Keloidbildung, – Nekrotisierung von eine Wunde umgebenden Geweben, – Hautkontraktionen, – übermäßige Exsudat- oder Schorfbildung, – Hornhautwunden oder -defekte, – postoperative Behandlung nach Trommelfellrekonstruktionen oder anderen Mittelohrrekonstruktionen, – chronische Otorrhoe, – dermatologische Störungen.
Arzneimittel nach bzw. gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem die Matrix mit einem semipermeablen Film bedeckt ist, wobei die Permeabilität so gewählt ist, daß die Feuchtigkeit der mit der Biopolymermatrix bedeckten Wunde reguliert und/oder die Feuchtigkeit der Wunde innerhalb eines therapeutisch optimalen Fensters gehalten wird.
Vorrichtung zur kontrollierten oder langsamen Freisetzung von Arzneistoffen oder Impfstoffen nach bzw. gemäß den Ansprüchen 1 bis 5 zur transdermalen Arzneistoffzufuhr.
Vorrichtung zur kontrollierten oder langsamen Freisetzung nach Anspruch 5 oder 8, umfassend mit einem Arzneistoff oder Impfstoff beladene Mikropartikel, die intravenös subkutan oder intramuskulär injiziert werden können.
Vorrichtung zur kontrollierten oder langsamen Freisetzung nach Anspruch 5, 8 oder 9, bei der die Matrix mit einem okklusiven oder semipermeablen Film bedeckt ist, um das Austrocknen der Matrix zu vermeiden oder die Zufuhr des Arzneistoffs oder Impfstoffs zu regulieren.