DE69839054T2

DE69839054T2 - Biomimetrische materialien vom hydrogel-typ

Info

Publication number: DE69839054T2
Application number: DE69839054T
Authority: DE
Inventors: Carolyn Albany BERTOZZI; Ravindranath Dr. Houston MUKKAMALA; Qing Albany CHEN; Hopin Albuquerque HU; Dominique Baude
Original assignee: University of California
Current assignee: University of California
Priority date: 1997-09-03
Filing date: 1998-09-02
Publication date: 2009-01-15
Anticipated expiration: 2018-09-03
Also published as: DE69839054D1; US6552103B1; US6107365A; WO1999011692A1; JP4330268B2; EP1017737A1; NO20001071D0; NO20001071L; EP1017737A4; AU9216998A; JP2001515924A; EP1017737B1

Description

Diese Erfindung betrifft neue biomimetische Hydrogelmaterialien und deren Herstellungsverfahren. Insbesondere betrifft die Erfindung Hydrogele, enthaltend Sulfoxid, das mit einem hydrophilen oder hydrophoben copolymerisierenden Material, wie Acrylamid, Methacrylamid, Acrylat, Methacrylat oder Vinyl oder deren Derivaten, wie 2-Hydroxyethylmethacrylat, copolymerisiert ist, und deren Herstellungsverfahren. Die Erfindung betrifft auch die Verwendung der neuen Hydrogele zur Herstellung von weichen Kontaktlinsen und biomedizinischen Implantaten. Ferner betrifft die Erfindung ein neues Acrylamid-funktionalisiertes Sulfoxid.
Hintergrund und verwandte Offenbarungen
Hydrogelpolymere haben in der biomedizinischen Materialindustrie als Implantatmaterialien sowohl in Gefäß- als auch Gewebeumgebungen weite Verbreitung gefunden. Diese können ohne weiteres in einer Vielzahl von Formen hergestellt werden und können abhängig von deren Bestandteilen eine Vielzahl von Eigenschaften aufweisen. Deren entscheidendes Merkmal ist die Fähigkeit, Wasser zu absorbieren und zu halten, eine Eigenschaft, die durch das Vorliegen von hydrophilen Gruppen in dem Bulkmaterial beherrscht wird.
Biologische Hydrogele, die verschiedenen Zwecken dienen, sind in der Natur bekannt. Beispielsweise bilden Kollagenfasern während des Knochenwachstums Hydrogele, auf denen die Mineralkernbildung stattfindet. Die Kohlenhydratschicht der Zelloberfläche bildet eine hydrogelartige Matrix, welche die Zelloberfläche schützt und hydratisiert. Die komplexen Strukturen dieser Art erfüllen verschiedene Funktionen in komplexen biologischen Prozessen.
Im Vergleich dazu weisen die Hydrogelpolymere, die für biomedizinische Anwendungen hergestellt werden, eine geringe Funktionsvielfalt auf.
Polymere mit anhängenden Zuckeranteilen, die als "Glycopolymere" bekannt sind (Bioconj. Chem., 3:256 (1992)) haben in den letzten Jahren großes Interesse gefunden, hauptsächlich als Gerüste für die multivalente Präsentation von biologisch wichtigen Kohlenhydratmolekülen. Diese Glycopolymere wurden als potente Inhibitoren der Virus-Wirtszelle-Bindung und der Leukozyten-Endothelialzelladhäsion (FEBS, 272: 209 (1990); Can. J. Microbiol., 37: 233 (1991); J. Am. Chem. Soc., 119: 3161 (1997) verwendet. Glycopolymere wurden auch als Vehikel für den zielgesteuerten Transport von Arzneimitteln und Genen (3. Heptaology, 21: 806 (1994)) und als künstliche Substrate für die Zelladhäsion (J. Cell Biol., 115: 485 (1991)) untersucht. Die Eignung von Glycopolymeren als biokompatible Implantatmaterialien wurde verhältnismäßig wenig untersucht und beschränkt sich auf einige Beispiele, die beispielsweise in Microbiol. Chem. Phys., 195: 3597 (1994) beschrieben sind.
Für Polymere, die als biokompatible Implantatmaterialien verwendet werden, sind deren Eigenschaften, insbesondere die Oberflächenzusammensetzung, von großer Bedeutung. Die Bestrebungen umfassen das Einführen von biokompatiblen Komponenten in das Bulksystem und auf ihre Oberfläche. Untersuchungen, die beispielsweise in J. Colloid Interface Sci., 149: 84 (1992) beschrieben sind, haben gezeigt, dass Copolymere mit einer anhängenden Glucoseeinheit im Bulk oder in den Oberflächen mit kovalent gebundenen neutralen Polysacchariden eine Verringerung der Plättchenadhäsion und Proteinadsorption zeigen.
Das US-Patent Nr. 5,214,542 offenbart Hydrogele, die auf fluorhaltigen Monomeren und Saccharidmonomeren basieren. Die EP-A-0668294 und das US-Patent Nr. 5,693,768 offenbaren ungesättigte Kohlenhydratderivate, daraus hergestellte Polymere und deren Verwendung.
Die Hauptaufgabe dieser Erfindung ist folglich die Bereitstellung von neuen biomimetischen, biokompatiblen Hydrogelmaterialien mit modifizierter Oberfläche, welche die hohe Hydrophilizität, Benetzbarkeit und geringe Proteinadsorption aufweisen, welche für die Verwendung als biomedizinische Implantate geeignet sind.
Alle Patente, Patentanmeldungen und -veröffentlichungen, die hierin aufgeführt sind und auf die hierin Bezug genommen wird, sind durch Literaturhinweis in diese Patentanmeldung eingeführt.
ZUSAMMENFASSUNG
Ein Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Hydrogelmaterial, das durch Copolymerisieren eines copolymerisierbaren Materials mit Sulfoxid hergestellt wird. Insbesondere stellt die Erfindung ein biokompatibles Hydrogel bereit, das für die Verwendung in weichen Kontaktlinsen geeignet ist, umfassend ein Sulfoxidmonomer, das mit einem hydrophilen oder hydrophoben copolymerisierenden Material, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus einem Acrylamid, Methacrylamid, Acrylat, Methacrylat, Siloxan, Vinyl und einem Derivat davon, vorliegend in einer Konzentration von etwa 1 bis etwa 99 Gew.-%, copolymerisiert ist.
Ein anderer Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren zur Herstellung des sulfoxidhaltigen Hydrogels. Insbesondere stellt die Erfindung ein Verfahren zur Herstellung des erfindungsgemäßen biokompatiblen Hydrogels bereit, umfassend die Schritte:

(a) Herstellung eines Sulfoxidmonomers; und
(b) Copolymerisieren des Sulfoxidmonomers mit einem hydrophilen oder hydrophoben copolymerisierenden Material, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus einem Acrylamid, Methacrylamid, Acrylat, Methacrylat, Siloxan, Vinyl und einem Derivat davon, vorliegend in einer Konzentration von etwa 1 bis etwa 99 Gew.-%, in Gegenwart von Wasser und Ethylenglykoldimethacrylat.

Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein sulfoxidhaltiges Acrylamid-Hydrogel, das zur Herstellung von verbesserten weichen Kontaktlinsen und anderen biomedizinischen Implantaten geeignet ist. Insbesondere stellt die Erfindung weiche Kontaktlinsen bereit, die aus dem erfindungsgemäßen Hydrogel hergestellt sind.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Acrylamid-funktionalisiertes Sulfoxid. Insbesondere stellt die Erfindung eine Acrylamid-funktionalisierte Verbindung bereit, die Methyl-3-(acryloyloxy)propylsulfoxid ist.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt einen Gleichgewichtswassergehalt (Gew.-%) von hydratisierten HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogelen als Funktion des prozentualen Anteils des Kohlenhydratmonomers
2 zeigt Differentialscanningkalorimetrie (DSC)-Peak-Temperaturmaxima von hydratisierten HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogelcopolymeren, die 10 Gew.-% oder 20 Gew.-% des Kohlenhydrats 1, 2, 3, 4 oder 5 enthalten.
3 zeigt die Wirkung des Gehalts von Kohlenhydratmonomer 1 auf die Kontaktwinkel von Glycerol
und Methylendiiodid (-o-) auf der Oberfläche von Monomer 1 enthaltenden HEMA-Copolymerfilmen.
4 zeigt die Wirkung des Gehalts von Kohlenhydratmonomer 3 auf die Kontaktwinkel von Glycerol
und Methylendiiodid (-o-) auf der Oberfläche von Monomer 3 enthaltenden HEMA-Copolymerfilmen.
5 zeigt ein Röntgenphotoelektronen-Spektroskopie (XPS)-Untersuchungsspektrum eines HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogels, das aus 10 Gew.-% des Monomers 1 besteht.
6 zeigt eine mittels XPS-Analyse bestimmte Stickstoff-, Schwefel-, Kohlenstoff- und Sauerstoff-Elementzusammensetzung eines HEMA-Kohlenhydratcopolymers, das aus 20 Gew.-% des Monomers 2 besteht. Die berechneten Werte sind mit den experimentell beobachteten Werten verglichen.
7 zeigt den Gleichgewichtswassergehalt (EWC) der HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogele als Funktion der Menge in Gew.-% der Kohlenhydratmonomere 1–5.
8 zeigt die Menge von Protein (Mikrogramm/cm²), die adsorbiert ist auf HEMA- und auf HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogelen, welche das Monomer 1 (8A), 2 (8B), 3 (8C), 4 (8D) und 5 (8E) enthalten, als Funktion der Inkubationszeit (Stunden) in künstlicher Tränenflüssigkeit (ATF) bei 36°C.
9 zeigt die Adsorption von Albumin und Lysozym (Mikrogramm/cm²) auf HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogelen, die 20 Gew.-% des Monomers 3, 4 oder 5 enthalten, nach 24 Stunden Inkubation bei 36°C.
10 zeigt die Proteinadsorption an verschiedene kommerzielle weiche Kontaktlinsen und auf den Hydrogelen, die 20% der Monomere 3 und 4 enthalten. 10A (Mikrogramm/cm²); 10B (Mikrogramm/Milligramm des Materials).
11 zeigt DSC-Heizkurven (Schmelzendotherme von Wasser) von hydratisierten HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogelen, die 20 Gew-% des Monomers 3, 4 oder 5 enthalten.
12 stellt eine Wirkung der Sulfoxidkonzentration (Gew.-%) auf den Gleichgewichtswassergehalt (Gew.-%) in HEMA-Sulfoxid-Hydrogelen dar.
13 zeigt eine Wirkung der Sulfoxidkonzentration (Gew.-%) auf die DSC-Peak-Temperaturmaxima (°C) der HEMA-Sulfoxid-Hydrogele.
14 zeigt eine Wirkung der Sulfoxidkonzentration (Gew.-%) auf die Menge von Proteinen, die an HEMA-Sulfoxid-Hydrogelen adsorbieren, vor und nach Inkubation in künstlicher Tränenflüssigkeit für 24 Stunden bei 36°C.
15 zeigt eine Wirkung der Sulfoxidkonzentration (Gew.-%) auf den Gleichgewichtswassergehalt (Gew.-%) und auf die adsorbierte Proteinmenge nach 24 Stunden Inkubation in ATF bei 36°C.
16 zeigt eine Proteinadsorption (Mikrogramm/cm²) an Hydrogelmaterialien verschiedener kommerziell erhältlicher Kontaktlinsen und an Linsen, die aus drei unterschiedlichen HEMA-Sulfoxid-Formulierungen (F-1, F-2 und F-3) hergestellt sind, während 24 Stunden Inkubation in künstlicher Tränenflüssigkeit bei 36°C.
17 zeigt eine Wirkung der Konzentration (Gew.-%) von Sulfid, Sulfoxid oder Sulfon in HEMA-Sulfid, HEMA-Sulfoxid oder HEMA-Sulfon auf den Gleichgewichtswassergehalt der entsprechenden Hydrogele (17A) oder auf die in vitro Proteinadsorption an die entsprechenden Hydrogele nach Inkubation in künstlicher Tränenflüssigkeit für 24 Stunden bei 36°C (17B). Der Gleichgewichtswassergehalt (EWC, Gew.-%) der Hydrogele ist unter jedem Balken dargestellt.
DEFINITIONEN
Wie hierin verwendet:

"Hydrogel": bedeutet ein Copolymer, umfassend HEMA, das mit dem Kohlenhydrat-, Sulfoxid-, Sulfid- oder Sulfonmonomer copolymerisiert ist.
"HEMA": bedeutet 2-Hydroxyethylmethacrylat.
"EGDMA": bedeutet Ethylenglykoldimethylacrylat.
"Funktionalisiert": bedeutet mit Acrylamid derivatisiert.
"Zuckermonomer" oder "Kohlenhydratmonomer": bedeutet mit Acrylamid funktionalisierte Kohlenhydrate.
"Copolymer": bedeutet ein mit Acrylamid funktionalisiertes Kohlenhydratmonomer oder Sulfoxid, Sulfid oder Sulfon, das mit HEMA copolymerisiert ist.
"ATF": bedeutet künstliche Tränenflüssigkeit.

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung offenbart eine neue Klasse von biomimetischen Hydrogelpolymeren, welche anhängende Sulfoxidgruppen tragen. Die Hydrogele werden hergestellt durch Copolymerisieren eines hydrophilen oder hydrophoben copolymerisierenden Matrixmaterials, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Acrylamid, Methacrylamid, Acrylat, Methacrylat, Siloxan und Vinyl oder deren derivatisierten Formen 2-Hydroxyethylmethacrylat (HEMA), N-Vinylpyrrolidon (NVP), Methylmethacrylat (MMA), Methacrylsäure (AcM), 1,2-Dihydroxypropylmethacrylat (DPMA), Glycerolmethacrylat (GMA) oder N,N-Dimethylacrylamid (DMA) mit Acrylamidfunktionalisiertem Sulfoxid. Die neuen Hydrogele weisen eine verbesserte Biokompatibilität, eine geringe Immunogenizität und einen erhöhten Gleichgewichtswassergehalt, eine erhöhte Wasserretention, eine erhöhte Oberflächenhydrophilizität und eine verringerte Proteinadsorption und Bindungsaktivität auf. Die neuen Hydrogele sind allgemein geeignet zur Verwendung in biomedizinischen Implantatanwendungen und insbesondere in kommerziellen weichen Kontaktlinsenanwendungen.
Die Erfindung offenbart ferner das Acrylamid-funktionalisierte Sulfoxid.
I. Kohlenhydrat-Hydrogele (nur für erläuternde Zwecke beschrieben)
Kohlenhydrat-Hydrogele sind Polymere, umfassend Acrylamid-funktionalisierte Kohlenhydratmonomere, die mit den hydrophilen oder hydrophoben copolymerisierenden Matrixmaterialien, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Acrylamid, Methacrylamid, Acrylat, Methacrylat, Siloxan und Vinyl oder deren derivatisierten Formen, wie N-Vinylpyrrolidon (NVP), Methylmethacrylat (MMA), Methacrylsäure (AcM), 1,2-Dihydroxypropylmethacrylat (DPMA), Glycerolmethacrylat (GMA) oder N,N-Dimethylacrylamid (DMA), Siloxan- oder Glycerolmethacrylat, vorzugsweise Hydroxyethylmethacrylat (HEMA), copolymerisiert sind. Aufgrund der einfachen Handhabung wurde HEMA als typisches copolymerisierendes Material ausgewählt. Alle anderen oben aufgeführten Materialien sind jedoch in geeigneter Weise mit HEMA austauschbar und wirken in den neuen Hydrogelen in im Wesentlichen gleicher Weise wie HEMA.
In einer physiologischen Umgebung besitzt der HEMA-Teil des neuen Hydrogels mechanische Festigkeit und relative chemische Inertheit, während der Kohlenhydratanteil des neuen Hydrogels vorteilhafte Hydratationseigenschaften, eine geringe Immunogenizität und ein ubiquitäres Vorhandensein auf der Oberfläche von Sängerzellen besitzt. Kohlenhydrat und HEMA enthaltende Hydrogele kombinieren alle oben erwähnten Eigenschaften.
Eine hohe Hydrophilizität, eine hohe Benetzbarkeit und ein hoher Gleichgewichtswassergehalt der neuen Hydrogelpolymere führt zu einer hohen Sauerstoffpermeabilität und verschiedenen anderen biologisch wichtigen Funktionalitäten, was diese Hydrogele zu potentiell zu sehr erwünschten biokompatiblen Materialien macht.
A. Acrylamid-funktionalisierte Kohlenhydrate
1. Verbindungsidentifizierung
Der Kohlenhydratanteil des neuen Hydrogels umfasst funktionalisierte Kohlenhydrate, insbesondere Kohlenhydrate, die mit polymerisierbaren Acrylamidgruppen funktionalisiert sind.
Acrylamid-funktionalisierte Kohlenhydratmonomere sind durch die in 1 gezeigten Kohlenhydratmonomere dargestellt, wobei das Monomer 1N-Methyl-N-β-rhamnosylacrylamid (1) ist; Monomer 2N-[3-(2-N'-Ethylpropenamido)thiopropyl]-β-N-xylosylacetamid (2) ist; Monomer 3N-Acryloyl-D-glucamin (3) ist; Monomer 4N-Acryloyl-N-methyl-D-glucamin ist; und Monomer 5N-Acryloyl-N-(4-(3,6,9-trioxa)-decyloxybenzyl)-D-glucamin (5) ist. ABBILDUNG 1
Andere Verbindungen, wie andere Kohlenhydrate, die auf ähnliche Weise mit Acrylamid oder Acrylatestern oder irgendeinem anderen Agens, das diesen Verbindungen die gleiche oder eine ähnliche Funktionalität verleiht, funktionalisiert sind, können als Ersatz für die oben aufgeführten Monomere verwendet werden.
Polymerisierbare Kohlenhydratacrylamidverbindungen weisen die allgemeine Formel
auf, wobei R₁ Alkyl, Cycloalkyl oder Aryl und R₂ Wasserstoff, Alkyl, Cycloalkyl oder Aryl ist.
Die Verbindung umfasst irgendein Monosaccharid oder Oligosaccharid, in welcher die terminale reduzierende Pyranose- oder Furanoseeinheit über ein Glycosamin mit der Acrylamidgruppe verbunden ist.
2. Synthese von derivatisierten Glycosaminen
Die Synthese von derivatisierten Kohlenhydraten beruht auf dem zwischenzeitlichen Vorliegen von Glycosaminen, die durch Inkubation von freien reduzierenden Zuckern mit einfachen primären Alkylaminen gemäß Angew. Chem. Int. Ed. Engl., 30: 1611 (1991) hergestellt sind. Diese Vorgehensweise ermöglicht die Derivatisierung von Zuckern anderen reduzierendem Ende. Die allgemeine Reaktion zur Herstellung von Acrylamid-funktionalisierten Kohlenhydraten ist in Schema 1 gezeigt. SCHEMA 1
wobei R₁ und R₂ Wasserstoff, Alkyl, Cycloalkyl oder Aryl sind.
Das Saccharid wird zunächst mit einem eine R₁-Gruppe umfassenden Amin behandelt. Dieser Schritt ist im Fachgebiet bekannt. Im zweiten Schritt wird das Amin, falls R₂ Wasserstoff ist, mit der Acrylatgruppe acyliert und, falls R₂ Methyl ist, mit einer Methacrylatgruppe behandelt und, falls R₂ Alkyl, Cycloalkyl oder Aryl ist, mit anderen Acrylatderivaten behandelt.
Zwei Verfahren wurden für die Herstellung der Acrylat-funktionalisierten Kohlenhydratmonomere 1 und 2 erfolgreich verwendet. Diese Verfahren sind in den Schemen 2 und 3 dargestellt. Ein Einschrittsyntheseverfahren wurde für die Synthese der Monomere 3 und 4 verwendet. Das Monomer 5 wurde durch Funktionalisieren mit einer Triethylenglykolgruppe hergestellt.
i. L-Rhamnoseacrylamid-Verfahren
Das erste Verfahren, beispielhaft gezeigt anhand der Synthese von L-Rhamnoseacrylamid, Monomer 1, beschrieben in Beispiel 2, umfasst die Behandlung des freien Zuckers mit Methylamin, um Rhamnosylamin, Verbindung 6, ausschließlich in der β-Konfiguration zu bilden. Der ausführliche Ablauf dieses Verfahrens ist in Beispiel 3 beschrieben. Das Monomer 1 wird gemäß Schema 2 hergestellt. SCHEMA 2
Die L-Rhamnoseacrylamid-Reaktion ist einfach, läuft ohne vorhergehende Reinigung ab und umfasst das Umsetzen des Glycosaminzwischenprodukts mit Acryloylchlorid unter milden basischen Bedingungen, wodurch das gewünschte Acrylamidderivat erzeugt wird.
ii. Thioether-basiertes Linker-Verfahren
Das zweite Verfahren wendet ein modifiziertes Verfahren an, das in Mater. Res. Soc. Symp. Proc., 394: 187 (1995) beschrieben ist. Das Verfahren umfasst die Einfügung eines kurzen Thioether-basierten Linkers zwischen den Kohlenhydratanteil und die polymerisierbare Acrylamidgruppe, die in diesem Fall durch ein Xylosederivat dargestellt ist, Verbindung 2. Das ausführliche Verfahren ist in Beispiel 5 beschrieben. Die Reaktion ist in Schema 3 dargestellt. SCHEMA 3
Wie in Schema 3 zu sehen, wird freie D-Xylose über Nacht mit reinem Allylamin behandelt, um ein intermediäres Xylosylallylaminderivat zu erhalten. Dieses Derivat, das in Gegenwart von Wasser schnell hydrolysiert, wird mit Essigsäureanhydrid (Ac₂O) in Pyridin (pyr) acetyliert, wodurch ein stabiles acetyliertes Produkt, Verbindung 7, erhalten wird, und dann O-deacetyliert, wodurch die stabile Glycosylamidverbindung 8 erhalten wird. Eine radikalische Anti-Markovnikov-Addition von 2-Aminoethanthiol an das Alken wird durch Aussetzen gegenüber UV-Licht in einem wässrigen Puffer durchgeführt, wodurch die Verbindung 9 erhalten wird. Eine selektive Acryloylierung der Aminogruppe der Verbindung 9 wird durch Umsetzen mit Acryloylchlorid unter milden basischen Bedingungen erreicht, wodurch das gewünschte polymerisierbare Zielmonomer 2 erzeugt wird.
Beide dieser Verfahren für die spezifische Bindung von Acrylamidgruppen an Zucker können ohne weiteres auf verschiedene Monosaccharide und höhere Polysaccharide, synthetisch oder abgeleitet von natürlichen Quellen, wie Glycoproteine, die in Serum oder Geweben vorkommen, oder auf Oligosaccharide von Pflanzen, Insekten oder Tieren, etc., angepasst werden.
iii. Einschrittverfahren
Die polymerisierbaren Derivatmonomere 3 und 4, welche offenkettige Alditolgruppen aufweisen, wurden in einem Schritt aus der kommerziell erhältlichen D-Glucaminverbindung 10 bzw. der N-Methyl-D-glucaminverbindung 11 hergestellt, wodurch die Monomere 3 und 4 erhalten wurden. Das Verfahren ist in Schema 4 dargestellt. SCHEMA 4
iv. Funktionalisierung mit Triethylenglykol
Ein polymerisierbares Glucaminderivat, Monomer 5, wurde mit einer Triethylenglykolgruppe gemäß Schema 5 funktionalisiert. SCHEMA 5
Das Monomer 5 wurde wie in Schema 5 dargestellt hergestellt. Triethylenglykolmonomethylether wurde in die entsprechende Tosylatverbindung 12 umgewandelt und dann mit 4-Hydroxybenzaldehyd unter basischen Bedingungen umgesetzt, wodurch ein Addukt 13 erzeugt wurde. Eine reduktive Aminierung der Aldehydverbindung 13 mit der 1-Amino-1-desoxy-D-sorbitol-Verbindung 10 ergab Verbindung 14, die mit Acryloylchlorid acyliert wurde, wodurch das polymerisierbare Derivatmonomer 5 erzeugt wurde.
3. Copolymerisation von Kohlenhydraten mit HEMA
Poly(2-hydroxyethylmethacrylat) (HEMA)-Hydrogele, die mit vielen vorteilhaften Eigenschaften für medizinische Anwendungen ausgestattet sind, wurden als typisches System zur Herstellung von Hydrogelen, die Kohlenhydratacrylamidmonomere enthalten, verwendet. In den neuen Hydrogelen ist HEMA ein typisches Beispiel und kann mit copolymerisierenden Matrixmaterialien, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Acrylamid, Methacrylamid, Acrylat, Methacrylat, Siloxan und Vinyl oder deren derivatisierten Formen, wie 2-Hydroxyethylmethacrylat (HEMA), N-Vinylpyrrolidon (NVP), Methylmethacrylat (MMA), Methacrylsäure (AcM), 1,2-Dihydroxypropylmethacrylat (DPMA), Glycerolmethacrylat (GMA) oder N,N-Dimethylacrylamid (DMA), oder irgendeine andere copolymerisierende Matrixsubstanz substituiert werden.
Die neuen Hydrogele wurden hergestellt durch Copolymerisieren von HEMA oder des anderen oben aufgeführten Materials mit einem Kohlenhydratanteil, vorzugsweise mit den oben als Monomere 1–5 beschriebenen Kohlenhydraten, vorliegend in einer Konzentration von etwa 1 bis etwa 99 Gew.-%, vorzugsweise etwa 5 bis etwa 40 Gew.-%, bevorzugter etwa 10 bis 20 Gew.-%, gegebenenfalls in Gegenwart eines Vernetzers, in einer Menge von etwa 0,1 bis etwa 2%, vorzugsweise etwa 1%.
Die Copolymerisation von HEMA mit einem Kohlenhydratmonomer erfolgte durch Umsetzen von HEMA in einer Konzentration von etwa 1 bis etwa 99 Gew.-%, vorzugsweise etwa 60 bis 90 Gew.-%, am meisten bevorzugt etwa 75–80 Gew.-%, mit dem Kohlenhydratmonomer in einer Konzentration von etwa 1 Gew.-% bis etwa 99 Gew.-%, vorzugsweise etwa 5 bis etwa 40 Gew.-%, am meisten bevorzugt etwa 20 bis 40 Gew.-%, in Gegenwart eines Vernetzers, vorzugsweise Ethylenglykoldimethacrylat (EGDMA), vorliegend mit etwa 0,01–2%, vorzugsweise etwa 1% Die Reaktion kann ohne Gegenwart eines Lösungsmittels ablaufen oder wird in Gegenwart von Wasser und/oder einem wässrigen oder organischen Lösungsmittel, wie Ethylen, Glykol oder DMSO, durchgeführt. Ein Initiator, wie Ammoniumpersulfat ((NH₄)₂S₂O₈) mit etwa 400 ml/ml, Natriumpersulfat (Na₂S₂O₅) mit etwa 150 mg/ml, oder irgendein anderer Initiator der Polymerisationsreaktion kann zugegeben werden. Die Reaktion läuft bei Raumtemperatur oder unter schwacher Wärme ab und benötigt üblicherweise keine längere Zeit als über Nacht.
Vor der Polymerisation kann die Lösung in eine Form gegossen werden, die für ein medizinisches Implantat erforderlich ist, oder zwischen zwei Glasplatten gegossen werden, um einen Hydrogelfilm mit einer Dicke zu bilden, welche dem Abstand zwi schen den zwei Glasplatten entspricht. Eine ausführliche Beschreibung der Herstellung von Copolymeren ist im Beispiel 11 wiedergegeben.
Zusätzlich können andere Verbindungen, sowohl inerte oder bestimmte biologisch wichtige Eigenschaften verleihende und/oder die Eigenschaften und Funktionalitäten der Hydrogele verändernde, zu dem Kohlenhydratmonomer und HEMA gegeben werden. Diese können bioaktive Proteine, Peptide, Lipide, Aminosäuren oder Ethylenglykol, inerte Verbindungen oder andere funktionelle Substanzen, wie antibakteriell wirksame Mittel, Pharmazeutika, ein Farbstoff für Farblinsen, etc., sein.
Durch Verändern des Verhältnisses von Kohlenhydrat zu HEMA, durch Wahl eines unterschiedlichen Kohlenhydrats oder durch Zugeben anderer Komponenten, kann das Hydrogelmaterial gezielt entwickelt werden, dass die Eigenschaft erhalten wird, die für eine bestimmte Verwendung erwünscht ist.
Um die verbesserten Eigenschaften der neuen Hydrogele zu zeigen und zu bestätigen, wurde die Wirkung des Kohlenhydratgehalts auf die Hydrophilizität von Polymere, den Wassergehalt, die Proteinbindung, etc., bestimmt. Zu diesem Zweck wurden Copolymere mit verschiedenen prozentualen Anteilen von Kohlenhydraten mit 0 Gew.-%, 5 Gew.-%, 10 Gew.-%, 20 Gew.-%, 30 Gew.-%, 40 Gew.-%, 50 Gew.-%, 80 Gew.-% bzw. bis zu 100 Gew.-% hergestellt. In diesen Reaktionen wurde DMSO als Lösungsmittel und Azoisobutyrylnitril (AIBN) als Radikalinitiator verwendet. Die Reaktionen liefen unter einer inerten Stickstoffatmosphäre ab.
Für die Herstellung von Hydrogelen, die besonders geeignet sind für weiche Kontaktlinsen, wurden HEMA und ein Kohlenhydratmonomer gleichzeitig polymerisiert und vernetzt mit Ethylenglykoldimethacrylat (EGDMA) in Gegenwart einer wässrigen Lösung. Für weiche Kontaktlinsenhydrogele waren die Kohlenhydratmonomerkonzentrationen vorzugsweise unter 40 Gew.-% und bevorzugter unter 20 Gew.-%, um die mechanische Festigkeit zu erhalten, jedoch die geeignete Hydrophilizität und Benetzbarkeit sicherzustellen. Hydrogele, die für medizinische Implantate geeignet sind, wurden auf ähnliche Weise hergestellt, außer, dass der Gehalt des Kohlenhydratmonomers in Abhängigkeit von der Art des Implantats und dessen künftiger Funktion höher sein könnte.
Die HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogel polymere wurden durch Infrarot-Spektroskopie (FAIR) charakterisiert. FAIR-Spektren von p(HEMA) und Copolymeren von HEMA mit entweder 10% oder 20% des Kohlenhydratmonomers 1 zeigten Peaks bei 1728 cm^–1, was die Estercarbonyl (C=O)-Streckschwingungsbande darstellt, die allen Hydrogelen gemeinsam sind. Die Hydrogele, die 10% oder 20% des Monomers 1 umfassen, zeigten einen zusätzlichen Peak bei 1630 cm^–1, welcher dem Vorhandensein der Amidcarbonyl (N-C=O)-Gruppe entsprach, die spezifisch ist für das Kohlenhydrat-Acrylamid. Des Weiteren korrelierte die Peak-Intensität auch mit dem relativen prozentualen Anteil des Kohlenhydrat-Acrylamids.
Die durch diese Verfahren hergestellten Hydrogele wurden ferner im Hinblick auf deren Wassergehalt untersucht durch Gleichgewichtswassergehalts (EWC)-Messungen, Differentialscanningkalorimetrie (DSC)-Messungen und Röntgenphotoelektronen-Spektroskopie (XPS)-Messungen.
4. Eigenschaften des Kohlenhydrat-Hydrogels
Die mechanische Festigkeit, die Weichheit, die Biegsamkeit, die Hydrophilizität, die Benetzbarkeit und die geringe Proteinbindung und -adsorption sind die Hauptvoraussetzungen für Hydrogele, die zur Verwendung als biomedizinische Implantate, einschließlich weicher Kontaktlinsen, geeignet sind. Um diese Eigenschaften zu erlangen, ist eine Charakterisierung der Oberfläche der Hydrogele von höchster Bedeutung. Die Oberflächeneigenschaften von Hydrogelen sind entscheidend für die Festlegung ihrer Wechselwirkungen innerhalb einer physiologischen Umgebung.
Verschiedene Techniken, einschließlich Kontaktwinkelmessungen, XPS, statische sekundäre Ionenmassenspektroskopie (SHIMS) und das durch DSC gemessene Wärmeverhalten des Copolymers wurden für die Charakterisierung der Oberfläche der neuen Hydrogele verwendet.
I. Gleichgewichtswassergehaltsmessungen
Der Gleichgewichtswassergehalt (EWC) ist die grundlegendste Eigenschaft des Hydrogels. Viele der Eigenschaften von Hydrogelen, wie die Sauerstoffpermeabilität, die Benetzbarkeit und die Biokompatibilität werden überwiegend durch die Menge an Wasser im Gel bestimmt.
Früher wurde versucht, Hydrogele mit hohem EWC zu entwickeln. Die meisten der früheren Hydrogele neigen jedoch dazu, Proteine, Bakterien und lipoproteinhaltiger Debris zu binden und zu adsorbieren, ein äußerst unerwünschter Vorgang, der die Trübung von weichen Kontaktlinsen und Augeninfektionen verursacht. Dieses Problem kann verhindert werden, indem Hydrogele entwickelt werden, die eine sehr geringe Proteinbindung und -adsorption aufweisen.
Der EWC der neuen Hydrogele wurde durch Eintauchen der HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogele in deionisiertes Wasser und Beobachten ihrer Hydratation bestimmt. Das ausführliche Verfahren ist in Beispiel 13 beschrieben.
Der EWC der vorliegenden HEMA-Kohlenhydrat-Copolymere, welche die Monomere 1, 2, 3, 4 oder 5 enthalten, ist in der 1 zu sehen. Wie in 1 gezeigt, erhöhte sich der EWC mit ansteigendem Gehalt (Gew.-%) des in dem Hydrogel vorhandenen Kohlenhydratmonomers stetig. Das Vorhandensein der Kohlenhydrate in der Hydrogelmatrix erhöhte den EWC der Copolymere in einer Prozentanteil-abhängigen Art. Die Kohlenhydrate mit der größten Anzahl von polaren Hydroxylgruppen (Monomere 3 und 4) wiesen die signifikanteste Auswirkung auf den EWC auf und erhöhten den Wert von 40% (kein Kohlenhydrat vorhanden) auf 70% (20 Gew.-% Kohlenhydrat vorhanden). Die Monomere 1 und 2, Verbindungen die nur drei Hydroxylgruppen enthalten, waren, obwohl sie einen ähnlichen Trend zeigen, nicht so wirksam bezüg lich des Erhöhens des Wassergehalts wie die Monomere 3 und 4. Unter den HEMA-Copolymeren war das Wasserbindungsverhalten des Monomers 5, das fünf Hydroxylgruppen und eine PEG-Gruppe enthält, ähnlich zu Monomer 1.
1 zeigt den Wassergehalt von hydratisierten Copolymeren als Funktion der Konzentration (0–25 Gew.-%) der Monomere 1–5.
Wie in 1 zu sehen, war der EWC des p(HEMA), das kein Kohlenhydrat enthält, ungefähr 40%. Wenn irgendeines der Zuckermonomere 1–5 zu HEMA gegeben wurde, begann der Wassergehalt unmittelbar anzusteigen. Bei einer Konzentration von 10 Gew.-% der Monomere 1, 2 und 5 erreichte der EWC etwa 45%, während der EWC für die Monomere 3 und 4 bei der gleichen Konzentration von 10 Gew.-% auf 55% anstieg. Mit ansteigender Konzentration der Monomere auf mehr als 10 Gew.-% erhöhte sich der Wassergehalt schneller. Für die Monomere 1 und 5 bei einer Konzentration von 20 Gew.-% erhöhte sich der EWC auf etwa 60 bzw. 63%. Das Monomer 2 wies bei 20 Gew.-% einen EWC von etwa 55% auf. Die Monomere 3 und 4 waren bei Zugabe zu HEMA in einer Konzentration von 20 Gew.-% ungewöhnlich wirksam bei der Erhöhung des Wassergehalts auf mehr als 65%. Wenn 20 Gew.-% des Kohlenhydratmonomers 3 zu dem HEMA-Copolymer gegeben wurden, erreichte der EWC 70%. Alle kohienhydrathaltigen Hydrogele zeigten einen höheren Wassergehalt als p(HEMA).
Die Ergebnisse dieser Studie zeigen, dass die Einführung einer Saccharidgruppe in ein Hydrogelsystem den Wassergehalt des Hydrogels stark erhöht. Der höhere Wassergehalt erhöht wiederum die Sauerstoffpermeabilität und die Benetzbarkeit der Hydrogelmaterialien, was diese Hydrogele besonders geeignet macht für die Herstellung von medizinischen Implantaten und weichen Kontaktlinsen.
ii. Messung des Wasserretentionsvermögens
Zusätzlich zu dem hohen Wassergehalt des Hydrogels ist es wichtig und erforderlich, dass das Hydrogel Wasser in dem Hydrogel zurückhalten kann. Die Stärke, mit der Wasser in dem HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogel gebunden ist, kann durch Messen der Temperatur, bei welcher Wasser während des Erwärmens abgegeben wird, mittels Differentialscanningkalorimetrie (DSC) quantifiziert werden.
Das Verfahren bestimmt den Wasserverlust aus einem hydratisierten Hydrogel als Funktion der Temperatur und einer konstanten Aufheizgeschwindigkeit als irreversibler Übergang, der einen breiten DSC-Peak ergibt. Die Temperatur, die dem Peak-Maximum entspricht, wird als qualitatives Maß für das Wasserretentionsvermögen eines bestimmten Polymers genommen. Höhere Peak-Temperaturmaxima widerspiegeln eine höhere Wasserretention.
Die Ergebnisse der DSC-Messungen sind in 2 gezeigt.
Die 2 zeigt die DSC-Peak-Temperaturmaxima für die HEMA-Hydrogelcopolymere, welche unterschiedliche Konzentrationen der Monomere 1–5 enthalten.
Wie in 2 zu sehen, erhöht die Gegenwart von Kohlenhydratanteilen in dem Hydrogel das Wasserretentionsvermögen der HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogele, und das Ausmaß der Erhöhung hängt von dem prozentualen Anteil des Kohlenhydrats ab. Beispielsweise erreichte das Monomer 4 bei 20 Gew.-% eine Temperatur am Peak-Maximum von mehr als 100°C.
Die Monomere 2, 3 und 5, alle bei 20 Gew.-%, zeigen ebenfalls ein gutes Wasserretentionsvermögen und weisen ein Peak-Temperaturmaximum von etwas weniger als 100°C auf. Die Monomere 3 und 4 zeigen selbst bei einer Konzentration von 10 Gew.-% das gute Wasserretentionsvermögen. Alle Verbindungen, außer die Verbindungen 5 und 1, zeigen bei einer Konzentration von 10 Gew.-% ein höheres Peak-Temperaturmaximum und weisen deshalb ein besseres Wasserretentionsvermögen als p(HEMA) auf.
iii. Kontaktwinkelmessung
Materialien mit hoher Hydrophilizität als auch hoher Oberflächenbenetzbarkeit sind von grundlegender Wichtigkeit für biomedizinische Implantatanwendungen, da diese weniger anfällig gegenüber strukturellen Veränderungen beim Aussetzen gegenüber wässrigen Fluiden sind. Eine hohe Hydrophilizität und Benetzbarkeit der Hydrogele sind unerlässlich für die Grenzflächenwechselwirkung mit Blut und lebenden Geweben, da diese die Adhäsion, Bindung und Adsorption von biologischen Materialien, wie Proteinen, Lipoproteinen, Bakterien, etc., an oder auf die Hydrogele bestimmen und beeinflussen. Unter diesem Gesichtspunkt ist eine geringe Adsorption von Proteinen ein sehr wichtiger Aspekt der Biokompatibilität des Hydrogels.
Die Oberflächenhydrophilizität oder Benetzbarkeit eines festen Materials kann leicht durch Kontaktwinkelmessung unter Verwendung einer Flüssigkeit mit bekannter Polarität bestimmt werden. Der Kontaktwinkel einer Flüssigkeit mit bekannter Polarität auf einer festen Oberfläche dient als quantitativer Indikator der Oberflächenbenetrbarkeit. Das ausführliche Verfahren für die Kontaktwinkelmessung ist in Beispiel 14 beschrieben.
Die Kontaktwinkelmessungen der Hydrogele erfolgten auf der Filmoberfläche der neuen Hydrogele. Um die Kontaktwinkel der neuen Hydrogelcopolymere zu messen, welche die Monomere 1–5 enthalten, wurden Lösungsmittel unterschiedlicher Polaritäten, nämlich Methylendiiodid, das hydrophob ist, und Glycerol, das hydrophil ist, verwendet. Die zwei ausgewählten Lösungsmittel bilden stabile Tröpfchen auf hydrophilen Materialien ohne erkennbares Eindringen oder Anschwellen.
Die Ergebnisse der Kontaktwinkelmessungen sind in den 3 und 4 zu sehen, welche die Korrelation zwischen dem Monomergehalt (Gew.-%) und den Kontaktwinkeln der Monomere 1 und 3 zeigen. Die Verbindung 3 ist ein offenkettiges Saccharidderivat, das fünf Hydroxylgruppen enthält und deshalb als das am meisten hydrophile Monomer unter allen hergestellten Monomeren betrachtet wird. Das Monomer 1 ist das Derivat der Rhamnose, das drei Hydroxygruppen enthält und deshalb als weniger hydrophil betrachtet wird. Die Monomere 1 und 3 wurden in Konzentrationen von 0 Gew.-% bis 100 Gew.-% in HEMA inkorporiert und die Kontaktwinkel von auf der Copolymerfilmoberfläche platziertem Methylendiiodid und Glycerol gemessen. Die 3 zeigt die Wirkung von ansteigenden prozentualen Gewichtsanteilen des HEMA-Monomers 3 und die 4 zeigt die Wirkung von ansteigenden prozentualen Gewichtsanteilen des HEMA-Monomers 1 auf die Kontaktwinkel.
Wie in den 3 und 4 zu sehen, erhöhten sich die Kontaktwinkel von Methylendiiodid mit ansteigendem prozentualem Anteil des Monomers für beide Hydrogele und diejenigen von Glycerol nahmen für beide Hydrogele stetig ab. Die beobachtete Erhöhung des Kontaktwinkels von Methylendiiodid zeigte, dass mit der sich stetig erhöhenden Inkorporation eines Kohlenhydratgehalts in HEMA die Hydrophilizität von beiden Copolymeren stetig ansteigt. Gleichermaßen verringerten sich die Kontaktwinkel von Glycerol mit ansteigendem Monomergehalt in dem Hydrogel, was zeigt, dass sich die Hydrophobizität der Copolymere mit ansteigendem Gehalt des Kohlenhydratmonomers verringert. Wie erwartet hatte das hydrophilere Monomer 3 eine stärkere Auswirkung auf die Copolymerhydrophilizität und zeigte den größten Kontaktwinkel mit Methylendiiodid und den geringsten Winkel mit Glycerol. Das Monomer 1, das viel weniger hydrophil ist, hatte eine geringere Auswirkung auf die Copolymerhydrophilizität und wies einen geringeren Kontaktwinkel auf, wie in 4 zu sehen.
iv. Röntgenphotoelektronen-Spektroskopie
Röntgenphotoelektronen-Spektroskopie (XPS) liefert Informationen wie Elementzusammensetzungen und chemisches Binden an Oberflächen von Polymerproben. XPS wurde ausgiebig für die Oberflächencharakterisierung und Analyse von Hydrogelen, sowohl im trockenen als auch im hydratisierten Zustand, verwendet. XPS- Untersuchungsspektren liefern qualitative Information über die Elemente, die an der Oberfläche von Copolymeren vorliegen.
Durch XPS-Analyse, die zur Bestimmung der Oberflächenzusammensetzung von HEMA-Kohlenhydraten 1–5 im dehydratisierten Zustand verwendet wurde, wurde das Vorhandensein von Stickstoff und/oder Schwefel in dem XPS-Spektrum als Indikator für das Vorliegen eines Kohlenhydratanteils an den Oberflächen der Polymere nachgewiesen. Die Ergebnisse sind in der 5 zu sehen.
Die 5 zeigt ein typisches Untersuchungsspektrum eines HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogels. Genauer gesagt zeigt die 5 ein XPS-Untersuchungsspektrum des HEMA-Monomers 1 (10 Gew.-%); andere Monomere zeigten ähnliche Ergebnisse. Wie erwartet konnten C, O und N in allen Hydrogelcopolymeren, welche die Monomere 1–5 enthalten, nachgewiesen werden. Zusätzlich wurde S in dem HEMA-Hydrogel festgestellt, welches das Monomer 2 enthält. Die Kontrollproben von p(HEMA) ohne den Kohlenhydratanteil enthielten weder Stickstoff noch Schwefel.

Die Atomkonzentrationen von C, O, N und S aller Monomere, die zur Herstellung der Copolymere verwendet worden waren, wurden berechnet. Für die Zuckermonomere 1, 2 und 5 war das Verhältnis von Kohlenstoff/Sauerstoff höher als für HEMA; für die Zuckermonomere 3 und 4 war das Verhältnis von Kohlenstoff/Sauerstoff niedriger als für HEMA. Die Tabelle 1 fasst die ausführlichen Mehrfachspektren der chemischen Elementzusammensetzung von HEMA-Hydrogelen, welche die Monomere 1 und 3 enthalten, zusammen. Wie in Tabelle 1 zu sehen, zeigten die XPS-Spektren beider Hydrogele unabhängig von den theoretischen Atomkonzentrationen von C, O und N eine viel höhere Konzentration von Kohlenstoff und geringere Konzentration von Sauerstoff und Stickstoff. TABELLE 1

Monomere	HEMA berechn. Daten	HEMA XPS-Daten	1 berechn. Daten	1 XPS-Daten	3 berechn. Daten	3 XPS-Daten
C%	66,7	73,4 ± 0,4	62,5	72,0 ± 2,0	56,3	72,8 ± 0,4
O%	33,3	26,5 ± 0,4	31,3	24,5 ± 1,0	37,5	23,5 ± 0,2
N%			6,3	3,4 ± 0,4	6,3	3,7 ± 0,3

Die Tabelle 2 zeigt XPS-Elementzusammensetzungen von HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogelen. In Tabelle 2 werden die erhaltenen XPS-Konzentrationen von C, O, N und S von HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogelen, die 10 Gew.-% oder 20 Gew.-% der Monomere 1–5 enthalten, mit deren theoretischen Atomkonzentrationen verglichen. Zu diesem Zweck wurden die theoretischen Atomkonzentrationen der Elemente basierend auf den Bulkstrukturen der Copolymere berechnet. Die tatsächlichen Atomkonzentrationen von Stickstoff und/oder Schwefel, die in allen gemessenen Hydrogelen nachgewiesen wurden, waren höher als die erwarteten theoretischen Daten. Beispielsweise war in dem Hydrogel, das 20 Gew.-% des Monomers 2 enthält, N% und S% beinahe zweimal höher als die stöchiometrisch berechnete Bulkzusammensetzung. TABELLE 2
Die obere Hälfte der Tabelle 2 zeigt die theoretischen Atomkonzentrationen (Gew.-%); die untere Hälfte der Tabelle 2 zeigt die erhaltenen Konzentrationen (Gew.-%).
Die Ergebnisse dieser Untersuchungen sind in der 6 gezeigt, welche die theoretisch berechneten Daten mit den tatsächlich beobachteten Daten der XPS-Elementzusammensetzungen von HEMA-Monomer 2 (20 Gew.-%) vergleicht. Die 6A zeigt die theoretischen und tatsächlichen Werte von Schwefel und Stickstoff; 6B zeigt die theoretischen und tatsächlichen Werte von Sauerstoff und Kohlenstoff.
Die durch XPS bestimmte Elementzusammensetzung und die winkelabhängigen XPS-Daten zusammen bestätigen, dass in HEMA-Kohlenhydrat-Copolymeren die Kohlenhydratanteile auf der Oberfläche der Polymere lokalisiert sind. Diese Daten zeigen, dass hydrophobe nicht-polare Atome, wie Kohlenstoff-Kohlenstoff-Polymerketten an der Oberfläche der Proben lokalisiert sind und hydrophile Gruppen (überwiegend Hydroxylgruppen und Spacer) dem Polymerbulk zugewandt.
v. Hydrophilizität der HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogele
In dem Hydrogel vorliegendes Wasser wirkt als Transportmedium für gelösten Sauerstoff und kleine Moleküle sowie als Brücke zwischen den synthetischen Hydrogelmaterialien und Körperflüssigkeiten. Die Wasserbindungseigenschaften der Hydrogelmaterialien sind folglich von entscheidender Bedeutung für deren Funktion in einer biologischen Umgebung.
Beispielsweise bekommt das Auge Sauerstoff direkt von der Atmosphäre, und Kontaktlinsen, die auf der Oberfläche des Auges platziert sind, beeinträchtigen im Allgemeinen diese Sauerstoffzufuhr. Wenn weiche Kontaktlinsen verwendet werden, wird nur der Sauerstoff, der in dem Wasser der Hydrogelmatrix gelöst ist, an die Hornhaut abgegeben. Deshalb ist die Sauerstoffpermeabilität eines Hydrogelmaterials direkt mit dem Gleichgewichtswassergehalt verbunden und je höher der EWC, desto besser ist die Sauerstoffpermeabilität.
Beim Entwickeln von verbesserten Hydrogelmaterialien für Kontaktlinsen oder biomedizinische Implantatanwendungen sind ein erhöhter Wassergehalt und eine verringerte Proteinadsorption an Oberflächen die zwei sehr wichtigen Merkmale für eine erfolgreiche Entwicklung. Die neuen Hydrogelmaterialien können hydrophiler gemacht werden durch Erhöhen der Anzahl von polaren funktionellen Gruppen, was zu einem höheren Hydratationsgrad und zu einem höheren Gleichgewichtswassergehalt und umgekehrt führt, eine geringere Anzahl solcher Gruppen führt zu einer geringeren Hydratation und einem verringerten EWC.
Die Massepolymerisation von HEMA und Kohlenhydrat-Acrylamid-Monomere 1–5 in Gegenwart von 2 Gew.-% Ethylenglykoldimethacrylat (EGDMA) als Vernetzer versahen hydrophile Hydrogele mit erhöhten Gleichgewichtswassergehaltswerten. Basierend auf den strukturellen Merkmalen der Monomere 1–5 erhöht sich die Hydrophilizität der Gele linear mit ansteigenden Mengen von polaren Komponenten, nämlich der Kohlenhydratmonomere, welche die Amidfunktionalität oder mehrere Hydroxylgruppen enthalten. Die Ergebnisse sind in 7 zu sehen.
Wie in 7 zu sehen, führten die Monomere 1 und 2, welche die geringste Zahl von Hydroxylgruppen aufweisen, zu einem mäßigen Anstieg des Wassergehalts, falls mit 10 Gew.-% vorliegend. Im Gegensatz dazu erhöhten die Monomere 3–5 den Wassergehalt der HEMA-Hydrogele auf etwa 55% bei 10 Gew.-% bis über 65%, falls mit einem Inkorporationsgrad von 20 Gew.-% vorliegend. Bei einer Konzentration von 20 Gew.-% erhöht sich der Wassergehalt des Monomer 5-HEMA-Hydrogels auf die für Monomer 3- oder Monomer 4-HEMA-Hydrogele beobachteten Werte.
Die mit den neuen Hydrogelen erhaltenen Untersuchungen und Daten zeigen, dass die Hydrogele verglichen mit p(HEMA), das früher für die Herstellung von Kontaktlinsen und biomedizinischen Implantaten verwendet wurde, einen erhöhten Gleichgewichtswassergehalt, eine erhöhte Bulkwasserretention, eine erhöhte Hydrophilizität, Benetzbarkeit und eine verringerte Proteinbindungsaktivität aufweisen.
Hydrogele für biomedizinische Implantate, einschließlich weicher Kontaktlinsen, werden hergestellt, indem die Monomerstrukturmerkmale, die physikalischen Hydrogeleigenschaften und das Proteinadsorptionsverhalten miteinander korreliert werden. Diese Eigenschaften und deren Korrelationen werden dann bei der Entwicklung von Kohlenhydrat-basierten Hydrogelen verwendet, welche besonders geeignet sind für deren vorgesehenen biomedizinischen Anwendungen, wie für Knochen- oder Knorpelimplantate, Brustimplantate, kosmetische Anwendungen, etc.
B. Biologische Prüfung und Eigenschaften
Die Hydrogele, welche copolymerisiertes HEMA mit den Kohlenhydratanteilen aufweisen, weisen viele biologisch aktive Funktionalitäten auf, die für deren Biokompatibilität wichtig sind. Zwei dieser Eigenschaften sind die geringe intrinsische Proteinbindung und Proteinabsorption. Die Proteinadsorption auf Hydrogeloberflächen hängt von einer Vielzahl von Faktoren ab, wie der chemischen Beschaffenheit der Oberfläche, einschließlich der Hydrophilizität, Hydrophobizität und Ladungsdichte, sowie der Größe und chemischen Zusammensetzung der exponierten Proteine.
Da verschiedene biologische Medien aus ziemlich unterschiedlichen Arten von Proteinen zusammengesetzt sind, müssen und wurden die für bestimmte Implantatanwendungen bestimmten Materialien geprüft unter Verwendung derjenigen Proteine, die in vivo am ehesten vorgefunden werden. Folglich erfolgten die Untersuchungen mit den Hydrogelen im Hinblick auf deren Eignung als Materialien für weiche Kontaktlinsen.
1. Kontaktlinsen-Hydrogele
Im Zusammenhang mit weichen Kontaktlinsen erhöht ein Anstieg des Wassergehalts eines Hydrogelmaterials bis zu einem Punkt, bei dem dessen Bruchfestigkeit nicht gefährdet ist, den Komfort für das Auge und erhöht den Sauerstofftransport zur Hornhaut und zum Epithel.
Die gegenwärtig kommerziell erhältlichen Hydrogel-basierten Kontaktlinsen wurden durch die Food and Drug Administration (FDA) in vier Gruppen eingeteilt. Gruppe 1: niedriger Wassergehalt – nicht-ionisch; Gruppe 2; hoher Wassergehalt – nichtionisch; Gruppe 3: niedriger Wassergehalt – ionisch; Gruppe 4: hoher Wassergehalt – ionisch. Sowohl in vivo als auch in vitro Studien zeigen eine hohe Ablagerung des Proteins Lysozym auf Hydrogellinsen der Gruppe 4 und man glaubt, dass dieses Protein aufgrund seiner geringen Größe in die Hydrogelmatrix absorbiert wird (Biomaterials, 16: 685 (1995)).
Viele der gegenwärtig erhältlichen weichen Kontaktlinsen weisen unerwünschte Wechselwirkungen zwischen den Proteinen und den Hydrogelen der Kontaktlinsen auf. Sowohl in vivo als auch in vitro Studien zeigen eine hohe Ablagerung des Proteins Lysozym auf Hydrogellinsen der Gruppe 4 und man glaubt, dass dieses Protein aufgrund seiner geringen Größe in die Hydrogelmatrix absorbiert wird (Biomaterials, 16: 685 (1995)). Dies führt zur schlechten Tolerierung dieser Linse und zu Bedenken hinsichtlich ihrer Sicherheit beim längeren Tragen.
Biokompatible Hydrogelmaterialien wurden gezielt für länger tragbare weiche Kontaktlinsenanwendungen entwickelt. Zu diesem Zweck wurden neue Hydrogelsysteme, die auf 2-Hydroxyethylmethacylat (HEMA) und fünf strukturell unterschiedlichen Kohlenhydrat-Acrylamid-Monomeren, die in verschiedenen Konzentrationen vorliegen, beruhen, entworfen und hinsichtlich der in vitro Protein- und Lipidadsorption unter Verwendung einer künstlichen Tränenflüssigkeit (ATF), enthaltend Mischungen von Proteinen und Lipiden, die üblicherweise in humaner Tränenflüssigkeit und in Kontaktlinsenablagerungen vorkommen, untersucht. Die Hauptkomponenten von Tränenproteinen wie auch Kontaktlinsenablagerungen sind Lysozym, Albumin, Mucin, Lactoferrin, IgA und IgG.
Es wurde gefunden, dass die Kohlenhydratbestandteile des vorliegenden Hydrogels die Gleichgewichtswassergehalte von p(HEMA)-Hydrogelen bei einer Inkorporationsmenge von 20 Gew.-% auf nicht weniger als 70 Gew.-% erhöhen. Die Kohlenhydratmonomere beeinflussten jedoch die in vitro Proteinadsorption im Gegensatz zu den herkömmlichen wassersteigernden Additiven, wie Methacrylsäure oder N-Vinylpyrrolidin, nicht negativ. Vielmehr war mit zwei der Monomere, Verbindungen 3 und 4, inkorporiert in HEMA, die Proteinadsorption aus künstlicher Tränenflüssigkeit (ATF) auf etwa 50 Gew.-% derjenigen verringert, die für reine p(HEMA)-Hydrogele beobachtet wird.
Aufgrund deren erhöhten Hydrophilizität, Benetrbarkeit und geringen Proteinbindung und -adhäsion sind die neuen Hydrogele besonders geeignet als Materialien für biomedizinische Implantate und insbesondere für weiche Kontaktlinsen.
2. In vitro Proteinadsorption und -bindung
Für Untersuchungen zur in vitro Proteinabsorption wurde eine ATF-Lösung unter Verwendung eines in Beispiel 17 beschriebenen Protokolls verwendet. Die Zubereitung enthielt drei der vier in Tränen und Linsenablagerungen vorkommenden Hauptproteine, nämlich Lysozym, Albumin und Mucin, mit einer Gesamtproteinkonzentration von 3,2 mg/ml, sowie alle empfohlenen Lipidkomponenten.
Die Hydrogele (1 × 1 cm²-Stücke), hergestellt aus p(HEMA) und HEMA-Kohlenhydrat, enthaltend 10 Gew.-% oder 20 Gew.-% jedes Kohlenhydratmonomers, wurden in ATF für verschiedene Zeitspannen bei 37°C inkubiert. Die adsorbierten Proteine wurden unter Verwendung des BCA-Assays, beschrieben in Macromol. Chem. Phys., 195: 1953 (1994), mengenmäßig bestimmt.
Die Ergebnisse der Untersuchung sind in den 8A–E gezeigt. In jeder Figur ist das Proteinadsorptionsverhalten von poly(HEMA) zusammen mit demjenigen der Kohlenhydrat-HEMA-Hydrogele, welche die Monomere 1–5 enthalten, graphisch aufgetragen.
Wie in den 8A – 8E zu sehen, erfolgte bei allen Hydrogelen der vorliegenden Untersuchung der Großteil der Proteinadsorption innerhalb der ersten vier Stunden, und eine weitere Inkubation der Hydrogele in ATF für längere Zeitspannen erhöhte deren Adsorption nicht signifikant. In einigen Fällen trat eine deutliche Verringerung von adsorbierten Proteinen nach Inkubationszeitspannen von 24 Stunden und 72 Stunden auf.
Die Ergebnisse in den 8A–E zeigen die Wirkung von HEMA-Kohlenhydrat- und p(HEMA)-Hydrogelen auf die Proteinadsorption. Als wichtigstes Ergebnis zeigen die in den 8A–F zu sehenden Ergebnisse, dass die Inkorporation der Kohlenhydratmonomerverbindungen 1–5 in HEMA-Hydrogele, bei einer Erhöhung des Gleichgewichtswassergehalts, nicht zu einer nachteilig starken Erhöhung der Proteinbindung führt. Vielmehr verringerte sich die Proteinadsorption aus ATF mit ansteigenden Mengen der Verbindungen 3 und 4 in HEMA auf ein Maß, das geringer ist als 50% desjenigen Maßes, das für p(HEMA) beobachtet wurde, wie in den 8C und 8D ersichtlich. Wie in den 8A, 8B und 8E zu sehen, zeigen HEMA-Kohlenhydrate, enthaltend die Monomere 1, 2 oder 5, ein Proteinadsorptionsverhalten, das von deren Konzentration abhängt und ähnlich zu den p(HEMA)-Hydrogelen ist oder in vielen Fällen geringer als dasjenige von p(HEMA) ist.
Es wurde durch mehrere Reihen von Experimenten mittels BCA-Proteinanalysetechnik und durch Messen der UV-Absorptionsspektren der Proteine, die von Hydrogeloberflächen in Tensidlösungen extrahiert wurden, bestätigt, dass das in den 8A–E gezeigte in vitro Proteinadsorptionsverhalten von Kohlenhydrat-HEMA-Hydrogelen reproduzierbar ist. Die 8F zeigt die optische Dichte von extrahierten Proteinen von p(HEMA) und HEMA-Kohlenhydrat, enthaltend 20 Gew.-% der Monomere 3 oder 4, die eine enge Übereinstimmung mit den in den 8C und 8D beobachteten Tendenzen zeigt.
Die Faktoren, die für die beobachteten Unterschiede der Proteinadsorption von Kohlenhydrat-HEMA-Hydrogelen, wie Wassergehalt, Oberflächenfunktionalität und Benetzbarkeit, verantwortlich sind, sind von höchster Bedeutung bei der Bestimmung der Beständigkeit des Materials gegenüber Proteinablagerung. Unter den getesteten Hydrogelen wurde die geringste Proteinadsorption für diejenigen Hydrogele beobachtet, welche den höchsten Gleichgewichtswassergehalt aufweisen (ungefähr 66–68 Gew.-%), nämlich für HEMA-Kohlenhydrate, welche 20 Gew.-% der Verbindungen 3 und 4 enthalten (7, 8C und 8D). Dementsprechend wiesen HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogele, welche die Monomere 1 und 2 bei 10 Gew.-% enthalten und einen geringeren Wassergehalt aufweisen, eine Proteinadsorption, die geringfügig höher oder gleich derjenigen von p(HEMA)-Hydrogelen ist. Im Gegensatz dazu weist das HEMA-Kohlenhydratmonomer 5-Hydrogel bei 20 Gew.-%, das einen vergleichbaren Wassergehalt zu den Hydrogelen zeigt, welche die Monomere 3 und 4 enthalten, einen Proteinadsorptionsgrad auf, der ähnlich ist zu demjenigen der Monomere 1 und 2. Dies zeigt, dass die Proteinadsorption an nicht-ionische HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogele keine einfache Funktion des Gleichgewichtswassergehalts (einer Bulkeigenschaft) ist, sondern von einer Vielzahl von Faktoren, einschließlich der Oberflächenbenetzbarkeit und den hydrophilen-hydrophoben Wechselwirkungen zwischen funktionalen Gruppen der Proteine und Polymere abhängt.
Die beobachtete Proteinadsorption der Hydrogele in dieser Untersuchung widerspiegelt die unterschiedlichen Bindungsaffinitäten der unterschiedlichen Proteine aus der ATF an einzelne Hydrogeloberflächen. Um die Adsorptionsprofile der unterschiedlichen Proteine an Kohlenhydrat-HEMA-Hydrogele genauer zu untersuchen, wurde die Ablagerung von einzelnen Proteinen auf HEMA-Hydrogele, welche 20 Gew.-% der Monomere 3, 4 oder 5 enthalten, bestimmt.
Das Proteinadsorptionsverhalten von p(HEMA) und HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogele 3, 4 und 5 (20 Gew.-%) wurde in einer einzigen Proteinlösung untersucht, welche ent weder Lysozym, Albumin oder Mucin enthält. Die Ergebnisse sind in der 9 dargestellt.
Wie in Figur zu sehen, wiesen alle vier getesteten Hydrogele eine vernachlässigbare Proteinadsorption auf, wenn diese in einer Lösung von Albumin (3,2 mg/ml) für 24 Stunden inkubiert wurden. Im Gegensatz dazu war, wie aus einem Vergleich der 9 und 8C–E ersichtlich, die Proteinadsorption an diese Hydrogele beim Inkubieren in einer Lysozymlösung (3,2 mg/ml) beinahe identisch zu derjenigen, die für die Mischung der drei Proteine beobachtet wurde.
Die Ergebnisse der 9 geben einen Einblick in die Beschaffenheit der Kohlenhydrat-HEMA-Hydrogeloberflächen. Die sehr geringe Adsorption von Albumin an Hydrogele aus HEMA-Kohlenhydrat, welche 20 Gew.-% des Monomers 3, 4 oder 4 enthalten, zeigt, dass die Polymeroberflächen dieser Hydrogele ziemlich polar oder hydrophil sind. Die in der 9 zu sehenden Ergebnisse zeigen ferner, dass die Inkorporation von 20 Gew.-% der Kohlenhydratmonomerverbindungen 3 oder 4 in HEMA die Adsorption von Lysozym um mehr als 50 Gew.-% verringert. Eine solche Verringerung der Adsorption von Lysozym ist eine signifikante Verbesserung des Materials für weiche Kontaktlinsenanwendungen, da dieses Protein in hohen Konzentrationen sowohl in humanen Tränen als auch in Linsenablagerungen gefunden wurde, und für dieses Protein gezeigt wurde, dass es das Risiko einer bakteriellen Adhäsion an weiche Kontaktlinsen erhöht.
Die vorliegenden Kohlenhydrat-HEMA-Hydrogele gehören zu der Klasse von Materialien mit hohem Wassergehalt – nicht-ionisch (Gruppe 2). Folglich wurde das in vitro Proteinadsorptionsverhalten der neuen HEMA-Hydrogele, welche 20 Gew.-% der Monomere 3 und 4 enthalten, mit kommerziellen, weichen Kontaktlinsenmaterialien mit hohem Wassergehalt – ionisch (FDA-Gruppe 4) und mit hohem Wassergehalt – nicht-ionisch (FDA-Gruppe 2) verglichen. Die in den Vergleichsuntersuchungen verwendeten kommerziellen Kontaktlinsen sind in der Tabelle 3 aufgeführt.
Die Ergebnisse dieser Untersuchung sind in der 10 dargestellt. Für kommerzielle Linsen wurden die erwarteten oder bekannten Tendenzen bezüglich der Proteinadsorption, basierend auf dem Typ des Linsenmaterials, aufgeführt. Wie in der

10A zu sehen, zeigten ACUVUE- und FOCUS-Linsen der Gruppe 4 einen hohen Proteinadsorptionsgrad; PERMAFLEX-, LUNNELLE-, PROCLEAR-, RYTHMIC-, SB 60+- und SATUREYES-(FDA-Gruppe 2)-Linsen weisen einen beträchtlich geringeren Proteinadsorptionsgrad auf als die ionischen Linsen, und HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogele, die 20 Gew.-% der Monomere 3 und 4 enthalten, wiesen den geringsten Adsorptionsgrad aller untersuchten Linsen auf. TABELLE 3

Linse	Unternehmen	FDA-Gruppe^a	Zusammensetzung
ACUVUE^®	Vistakon	4	42% Etafilcon 58% Wasser
FOCUS^®	Ciba Vision	4	45% Vifilcon 55% Wasser
PERMAFLEX^®	Barnes Hind	2	26% Surfilcon A 74% Wasser
LUNNELLE^®	Essilor	2	30% MMA-NVP 70% Wasser
PROCLEAR^®	Biocompatibles	2	41% Omafilcon 59% Wasser
RYTHMIC^®	Essilor	2	27% MMA-NVP 73% Wasser
SB 60+^®	Bourgeois	2	40% HEMA-GMA 60% Wasser
SATUREYES^®	Metro Optics	2	45% Hioxifilcon A 55% Wasser

^a FDA-Gruppe 4: hoher Wassergehalt/ionisch FDA-Gruppe 2: hoher Wassergehalt/nicht-ionisch MMA = Methylmethacrylat-N-vinylpyrrolidon GMA = Glycerolmethacrylat

Da kleine Proteine, wie Lysozym, in die Hydrogelmatrix eindringen können, wurde der Proteinadsorptionsgrad relativ zur Masse, und nicht zu dem Oberflächenbereich, der Kontaktlinsen oder des Hydrogelmaterials gemessen. Die Ergebnisse sind in der 10B gezeigt.
Die 10B zeigt die auf die Masse normalisierte Menge von Protein, die an Hydrogelstücke und Kontaktlinsen gebunden ist. Die Tendenzen unter den Gruppe 4- und Gruppe 2-Kontaktlinsen bleiben mehr oder weniger die gleichen, während die relative Proteinadsorption an HEMA-Hydrogele, die 20 Gew.-% der Monomere 3 und 4 enthalten, signifikant geringer ist.
In dem Bestreben, physikalische Eigenschaften der weichen Kontaktlinsen-Hydrogele zu identifizieren, welche möglicherweise mit dem Proteinadsorptionsverhalten korrelieren, wurden die Wasserbindungseigenschaften dieser Hydrogele durch DSC, die Oberflächenpolarität durch Kontaktwinkelmessung und die chemische Oberflächenzusammensetzung durch XPS unter Verwendung der oben beschriebenen Verfahren untersucht. Zusätzlich wurde die Menge an freiem Wasser mittels DSC gemessen.
3. Quantitative Bestimmung des "freien" Wassers durch Differentialscanningkalorimetrie
Es ist bekannt, dass das Wasser in Hydrogelmatrices in thermodynamisch unterschiedlichen Zuständen vorliegt. Wasser, das fest mit dem polymeren Netzwerk über Wasserstoffbrückenbindung und van der Waals-Wechselwirkungen verbunden ist, wird als "gebundenes oder nicht-gefrierbares Wasser" bezeichnet. Wasser, das eine viel höhere Mobilität und schwächere Wechselwirkungen mit der Polymerumgebung aufweist, wird als "freies oder gefrierbares Wasser" bezeichnet.
Die Differentialscanningkalorimetrie-Heizkurven, die von p(HEMA) und HEMA-Hydrogelen, welche 20 Gew.-% der Monomere 3, 4 oder 5 enthalten, sind in der 11 gezeigt. DSC zeigt quantitativ, dass für die Kohlenhydrat-HEMA-Hydrogele sich die Menge an freiem Wasser in der Polymermatrix signifikant erhöht, zusammen mit der Gesamtmenge an Wasser (wie in 8 zu sehen).
Die 11 zeigt, dass im Falle von HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogelen die Fläche unter der Kurve, welche das Wasserschmelzen in der freien Wasserregion darstellt, viel höher ist als diejenige für die nicht gefrierbare Wasserregion. Für p(HEMA) fällt jedoch ein großer Teilbereich der überlappenden Schmelzkurven in die nicht gefrierbare Wasserregion. Die neuen Hydrogele scheinen Wasser beim Aufwärmen über Raumtemperatur stärker zurückzuhalten als p(HEMA), basierend auf deren höheren Peak-Temperaturmaxima für den Wasserverdampfungsübergang. Wie in 11 zu sehen, erhöht die Inkorporation der Monomere 3, 4 oder 5 in HEMA-Hydrogele die Menge an freiem Wasser in beinahe demselben Ausmaß. Folglich sind die Unterschiede des Proteinadsorptionsverhaltens von HEMA-Hydrogelen, welche 20 Gew.-% der Monomere 3, 4 oder 5 enthalten, nicht auf die Menge an freiem Wasser in der Polymermatrix zurückzuführen.
Die zur Herstellung von weichen Kontaktlinsen verwendeten HEMA-Kohlenhydrat-Hydrogele können zusätzlich pharmazeutisch aktive Verbindungen für therapeutische Verwendungen oder Additive, wie Farbstoffe, für kosmetische Verwendungen enthalten.
II. Polysulfoxid-Hydrogele
Die neuen erfindungsgemäßen Hydrogele sind Hydrogele, umfassend ein Sulfoxidmonomer, das mit einem copolymerisierenden Matrixmaterial, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Acrylamid, Methacrylamid, Acrylat, Methacrylat, Siloxan und Vinyl oder deren derivatisierten Formen 2-Hydroxyethylacrylat (HEMA), N-Vinylpyrrolidon (NVP), Methylmethacrylat (MMA), Methacrylsäure (AcM), 1,2-Dihydroxypropyl methacrylat (DPMA), Glycerolmethacrylat (GMA) oder N,N-Dimethylacrylamid (DMA), copolymerisiert ist. Wie oben beschrieben, wurde HEMA als ein beispielhaftes copolymerisierendes Untersuchungsmaterial ausgewählt.
Die Sulfoxid-Hydrogele sind vernetzte HEMA-Sulfoxid (23)-Hydrogele, die hergestellt werden durch Copolymerisieren von (3-Methylsulfoxy)propylacetat, Verbindung 23 und dessen Homologes, Verbindung 24, mit HEMA. Diese Hydrogele sind äußerst hydrophil und zeigen einen Gleichgewichtswassergehalt von bis zu 90 Gew.-%.
Aufgrund ihrer verbesserten Eigenschaften sind Sulfoxid-, Sulfid- oder Sulfon-basierte Hydrogele geeignet zur Herstellung von Materialien, die für biomedizinische Implantate, wie Knochen, Gelenkimplantat, Knorpelersatz oder proteinresistente weiche Kontaktlinsen, verwendet werden.
A. Sulfoxidhaltige Hydrogele
Aufgrund des Vorhandenseins der stark polaren, jedoch nicht-ionischen Sulfoxid-Funktionalität in dieser Art von Hydrogelen, war die Hydrophilizität der aus polymerisierbaren Sulfoxidmonomeren erzeugten Hydrogele erhöht.
1. Verbindungsidentifizierung
Zwei Sulfoxid-Acrylat-Monomere 23 und 24, gezeigt in 2, wurden synthetisiert und mehrere vernetzte Hydrogele mit verschiedenen Mengen von 2-Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) hergestellt.
Die Monomere sind in der 2 zu sehen. ABBILBUNG 2
2. Synthese von Sulfoxiden
Die Synthese der Sulfoxidmonomere 23 und 24 ist in den Schemen 6 und 7 gezeigt. SCHEMA 6
Das Schema 6 veranschaulicht die Herstellung des Sulfoxidmonomers 23. Wie in Schema 6 zu sehen, führt die Umsetzung von kommerziell erhältlichem 3-Methylthiopropanol (17) mit Acryloylchlorid in Gegenwart von Triethylamin zu dem Thioacrylat 18, das nachfolgend zu dem entsprechenden Sulfoxidmonomer 23 mit einem Äquivalent m-Chlorperoxybenzoesäure (MCPBA) oxidiert wird. SCHEMA 7
Die Synthese des Monomers 24 mit zwei Sulfoxidgruppen pro Acrylatanteil wurde durchgeführt, indem die Zwischenverbindung 4,8-Dithianonanol 20 aus tosyliertem 3-Methylthiopropanol (17) hergestellt wurde und diese einer Esterifizierung mit Acryloylchlorid unterzogen wurde, gefolgt von einer Oxidation mit m-Chlorperoxybenzoesäure (MCPBA) von 20, was zu dem Monomer 24 führte, wie in Schema 6 zu sehen. Die Herstellung der Verbindung 23 ist in den Beispielen 19 und 20 beschrieben, und die Herstellung der Verbindung 24 ist in Beispiel 22 beschrieben.
Die Monomere 23 (eine farblose, dickflüssige Flüssigkeit) und 24 (ein weißer Feststoff mit niedrigem Schmelzpunkt) wiesen eine sehr gute Löslichkeit in HEMA auf. Vorpolymermischungen wurden hergestellt durch Vereinigen verschiedener Gewichtsanteile der Monomere 23 und 24 in HEMA mit einem Vernetzer, wie 1–2 Gew.-% Ethylenglykoldimethacrylat, einem Lösungsmittel, vorzugsweise Ethylenglykol/Wasser oder Dimethylsulfoxid, und einem Initiator. Die Mischung wird dann zwischen zwei Glasplatten gegeben, die durch Abstandshalter voneinander getrennt sind, um die Dicke der Hydrogel-Sheets-Produkte zu kontrollieren. Die Polymerisierungen werden entweder thermisch mit Ammoniumpersulfat oder photochemisch mit Benzoinmethylether und Anwendung von Licht mit einer Wellenlänge von 365 nm ausgelöst. Die so erhaltenen Hydrogel-Sheets werden für mehrere Tage in deionisiertem Wasser hydratisiert und gewaschen, um die extrahierbaren Monomere, Oligomere und Lösungsmittel zu entfernen.
Die Sheets werden dann in 1 × 1 cm² große Stücke geschnitten, in deionisiertem Wasser gelagert und hinsichtlich deren physikalischen und biologischen Eigenschaften untersucht.
3. Physikalische Eigenschaften von Sulfoxiden
i. EWC von Sulfoxid-HEMA-Hydrogelen
Die grundlegende Eigenschaft von Hydrogelen ist deren Fähigkeit, Wasser in ihrer vernetzten Polymermatrix zurückzuhalten. Reine HEMA-Hydrogele mit 1–2 Gew.-% Vernetzungsgrad weisen, wie oben beschrieben, bei Raumtemperatur üblicherweise einen Gleichgewichtswassergehalt von etwa 40 Gew.-% auf. Die Inkorporation einer hydrophilen Sulfoxid-Funktionalität in HEMA-Hydrogele führte zu einer signifikanten Erhöhung des Wassergehalts. Die Ergebnisse sind in der 12 zu sehen.
Die 12 zeigt die Wirkung der Konzentration der Sulfoxidmonomere 23 und 24 in dem Hydrogel auf den Gleichgewichtswassergehalt des Hydrogels. Wenn die Konzentration des Monomers 23 in HEMA von 0–100 Gew.-% erhöht wird, steigt der Wassergehalt der resultierenden Hydrogele von 40 auf etwa 90 Gew.-% an. Ein ähnliches Verhalten wird auch für das Monomer 24 festgestellt.
ii. Wasserretention in Sulfoxid-HEMA-Hydrogelen
Das Wasserretentionsvermögen der sulfoxidhaltigen Hydrogelsysteme wurde mittels Differentialscanningkalorimetrie (DSC) gemessen. DSC misst die Wasserverdampfung aus der Polymermatrix und zeichnet diesen irreversiblen Übergang als breiten Peak in dem DSC-Thermogramm auf. Das Peak-Temperaturmaximum (PMT) wird als qualitatives Maß für das Wasserretentionsvermögen des Hydrogelsystems genommen, wobei eine höhere PMT eine stärkere Wasserretention in der Polymermatrix anzeigt. Die DSC-Peak-Temperaturmaxima der verschiedenen gemischten Sulfoxid-HEMA-Hydrogele sind in der 13 wiedergegeben.
Die 13 zeigt, dass die gemischten Hydrogele, die eine hydrophile Sulfoxid-Funktionalität enthalten, viel höhere Peak-Temperaturenmaxima aufweisen als reine HEMA-Hydrogele und deshalb hydrophiler sind.
4. Biologische Eigenschaften von Sulfoxiden
A. Sulfoxid-HEMA-Hydrogele und in vitro Proteinadsorptionsuntersuchung
Die Entwicklung der neuen Sulfoxid-basierten Hydrogelsysteme beruhte auf der hydrophilen Beschaffenheit des Sulfoxidanteils, welcher den Gleichgewichtswasseranteil erhöht, und auf dessen Proteinabweisungsvermögen.
Die oben für HEMA-Kohlenhydrate bezüglich des in vitro Proteinadsorptionsverhaltens von Kohlenhydrat-abgeleiteten Hydrogelsystemen beschriebenen Untersuchungen unter Verwendung von künstlicher Tränenflüssigkeit verwendeten eine Mischung von Proteinen und Lipiden, welche häufig in humanen Tränen vorkommen. Die gleichen experimentellen Bedingungen wurden zur Bestimmung der biologischen Eigenschaften eines sulfoxidhaltigen Hydrogels verwendet.
Wie oben beschrieben, umfasst der Test die Inkubation von Hydrogelstücken in ATF bei physiologischem pH (7,24) und Temperatur (37°C) für eine bestimmte Zeitspanne und das Bestimmen der Menge von an die Polymeroberfläche adsorbiertem Protein. Der BCA-Assay wurde für die mengenmäßige Proteinbestimmung verwendet. Die Ergebnisse der Untersuchung sind in der 14 dargestellt.
Die 14 zeigt die Ergebnisse aus der in vitro Proteinadsorptionsuntersuchung, bei der gefunden wurde, dass die Menge von oberflächengebundenen Proteinen für die gemischten Hydrogele geringer oder ungefähr die gleiche ist wie diejenige von p(HEMA)-Hydrogelen, wenn die Sulfoxidkonzentration zwischen 10–40 Gew.-% gehalten wurde. Bei höheren in dem Hydrogel vorliegenden Sulfoxidkonzentrationen (70 und 100 Gew.-%) war die Menge von Protein, die an die HEMA-Sulfoxid-Hydrogeloberflächen adsorbiert war, ungefähr das Zweifache derjenigen der reinen HEMA-Hydrogele.
Die Systeme, bei denen der Gleichgewichtswassergehalt auf etwa 70 Gew.-% erhöht ist, ohne dass dabei das Proteinabweisungsvermögen beeinträchtigt ist, sind Sulfoxid-abgeleitete HEMA-Hydrogele, die bis zu 40 Gew.-% Sulfoxid enthalten. Die Ergebnisse sind in der 15 zu sehen, in der die Sulfoxidkonzentration gegen den Gleichgewichtswassergehalt und Menge von oberflächengebundenen Proteinen graphisch aufgetragen ist.
Wie in der 15 zu sehen, ist der Wassergehalt, wenn die Konzentration des Sulfoxids 23 zwischen 10 und 40 Gew.-% ist, bis auf etwa 70 Gew.-% erhöht und die Proteinadsorption ist viel geringer als die Adsorption von p(HEMA). Das Vorliegen von Sulfoxid über etwa 60 Gew.-% erhöht die Proteinadsorption jedoch abrupt.
Die Copolymerisation der Verbindungen 23 und 24 mit HEMA erzeugt Hydrogele mit einer viel höheren Wasseraufnahme als p(HEMA)-Hydrogele, während ein ähnlicher oder viel geringerer Grad der in vitro Proteinadsorption beibehalten wird. Die Sulfoxid-basierten Hydrogele stellen vielversprechende neue Materialien dar, insbesondere für die Verwendung in biomedizinischen Implantatanwendungen und insbesondere in weichen Kontaktlinsenanwendungen.
B. Sulfid- und Sulfon-abgeleitete gemischte Hydrogele (nur zum Zwecke der Erläuterung beschrieben)
Die obigen Ergebnisse zeigen die Wirkungen des Inkorporierens einer Sulfoxid-Funktionalität in HEMA-basierte Hydrogele im Hinblick auf das Verbessern der Eigenschaften des Hydrogels, wie Wassergehalt, verringerte Proteinadsorption, etc. Ausgehend von diesen Ergebnissen wurde folglich die Wirkung des Oxidationszustands des Schwefels in den Schwefel-basierten neuen Acrylatmonomeren untersucht, um zu bestimmen, ob die Inkorporation anderer Schwefelverbindungen in Hydrogele ähnliche Eigenschaften haben. Diese Untersuchung richtete sich auf die in der 3 zu sehenden Monomere 25 und 26 und darauf, welche Eigenschaften diese den Hydrogelen verleihen, wenn sie mit HEMA copolymerisiert werden.
1. Verbindungsidentifizierung
Zwei Acrylatmonomere, Sulfidacrylat (25) und Sulfonacrylat (26), wurden synthetisiert und mit HEMA copolymerisiert. Die Acrylatmonomere 25 und 26 sind in der 3 zu sehen. ABBILBUNG 3
Die Verbindung 25 ist ein Sulfid, die Verbindung 26 ist ein Sulfon. Diese Monomere sind in Bezug auf das entsprechende Sulfoxid (Monomer 23) weniger bzw. mehr oxidiert. Deren Polarität oder Hydrophilizität verringerte sich in der Reihenfolge Sulfoxid 23 > Sulfon 26 > Sulfid 25.
2. Synthese von Sulfid- und Sulfon-Hydrogelen
Die Synthese von 25 und 26 ist in dem Schema 7 zu sehen. Die Synthese umfasst eine Einschrittesterifizierung von kommerziell erhältlichem 3-Methylthiopropanol 17 mit Acryloylchlorid zum Sulfid 25. Die Doppeloxidation des Monomers 25 mit zwei Äquivalenten m-Chlorperoxybenzoesäure führt zur Bildung des Monomers 26 (Schema 8). SCHEMA 8
B. Hydrophilizität und in vitro Adsorption von Sulfid- und Sulfon-HEMA-Hydrogelen
Die Sulfid 25- und Sulfon 26-Acrylate wurden dann mit HEMA oder einem oben identifizierten anderen hydrophilen oder hydrophoben copolymerisierenden Material ge mäß den oben für die Hydrogele 23 und 24 umrissenen Verfahren copolymerisiert. Der Gleichgewichtswassergehalt der Hydrogele 25 und 26 wurde gemessen und mit demjenigen der entsprechenden Hydrogele aus ihrem Sulfoxidanalog 23 verglichen. Die Ergebnisse sind in der 17A zu sehen.
Der Gleichgewichtswassergehalt der Sulfid- und Sulfon-HEMA-Hydrogele ist im Vergleich zu den Sulfoxidhydrogelen ziemlich gering. Genau genommen, werden die gemischten Hydrogele bei ansteigenden Mengen des Monomers 25 oder 26 in dem Hydrogel hydrophober als die reinen HEMA-Hydrogele selbst. Diese Tendenz beruht auf den jeweiligen Polaritäten der Monomere 23, 25 und 26.
C. In vitro Proteinadsorption der weichen Kontaktlinsen aus Sulfoxid-, Sulfid- oder Sulfon-HEMA
Die verbesserten Eigenschaften der Sulfoxid-, Sulfid- oder Sulfon-HEMA-Hydrogele führte zur Herstellung von weichen Kontaktlinsen unter Verwendung dieser Materialien. Sulfoxid-enthaltende Hydrogele führten zu Kontaktlinsen mit einer guten Bruchfestigkeit und einem hohen Gleichgewichtswassergehalt von ungefähr 65–80 Gew.-%. Das in vitro Proteinadsorptionsverhalten der Sulfoxid-abgeleiteten Kontaktlinsen wurde gemessen und mit verschiedenen kommerziellen weichen Linsen verglichen. Zu diesem Zweck wurden drei verschiedene als Formulierungen F1, F2 und F3 bezeichnete Materialien hergestellt und mit kommerziell erhältlichen Linsen verglichen, die zur Gruppe mit hohem Wassergehalt – ionisch (FDA-Gruppe 4) und mit hohem Wassergehalt – nicht-ionisch (FDA-Gruppe 2) gehören. Die Ergebnisse dieser Untersuchung sind in der 16 dargestellt.
In der 16 zeigten die ionischen ACUVUE^®- und FOCUS^®-Linsen der Gruppe 4 einen hohen Proteinadsorptionsgrad. Linsen aus PERMAFLEX^®, LUNNELLE^®, PROCLEAR^®, RYTHMIC^®, SB 60+^® und SATUREYES^® (FDA-Gruppe 2) hatten einen beträchtlich geringeren Proteinadsorptionsgrad als die ionischen Linsen. Der geringste Adsorptionsgrad wurde für die drei Formulierungen (F-1, F-2 und F-3) von HEMA- Kontaktlinsen beobachtet, die 27 Gew.-% des Sulfoxids 23 und 73 Gew.-% einer Kombination von HEMA (71–72,9 Gew.-%), eines Vernetzers (0,1–2 Gew.-%) und Additiven (vernachlässigbare Mengen), welche die physikalischen Eigenschaften des Hydrogels verbessern, die Proteinbindung jedoch nicht beeinflussen, enthalten. Toxikologische Untersuchungen der Sulfoxid-HEMA-Hydrogele zeigten keine Toxizität der neuen Hydrogele.
Die in vitro Proteinadsorptionsuntersuchung von sulfid- und sulfonhaltigen Hydrogelen im Vergleich zu derjenigen von Sulfoxid-Hydrogelen zeigte, dass die Proteinadsorption sowohl für Sulfid- als auch für Sulfon-HEMA-Hydrogele im Vergleich zu den Sulfoxidderivaten geringer ist. Die Ergebnisse sind in der 17B dargestellt, welche den Gleichgewichtswassergehalt dieser Hydrogele gegenüber deren Proteinadsorption zeigt.
Trotz deren geringeren Proteinadsorption werden die gemischten Hydrogele aus HEMA, enthaltend die Monomere 25 und 26, wegen deren sehr geringen Hydrophilizität für weiche Kontaktlinsenanwendungen wahrscheinlich nicht so geeignet sein wie die kohlenhydrat- oder sulfoxidhaltigen Hydrogele. Aufgrund ihrer weiteren Eigenschaften können diese jedoch als andere biomedizinische Implantatmaterialien, als transdermale Pflaster, Transportvehikel, Gelenk-, Knochenimplantate, etc., verwendet werden, bei denen ein hoher Wassergehalt nicht so entscheidend und/oder erwünscht ist wie ihre geringen Proteinbindungseigenschaften. Dies ist insbesondere der Fall für die Sulfon-HEMA-Hydrogele.
ANWENDBARKEIT
Die erfindungsgemäßen Hydrogele sind als biokompatible synthetische Materialien für weitreichende Anwendungen, in solch unterschiedlichen Vorrichtungen wie Wirkstofftransportvehikeln, künstlichem Muskel, Kollagenersatzimplantaten, Kontaktlinsen und weiteren geeignet. Eine der entscheidendsten Eigenschaften und Anforderungen für biomedizinische Implantatmaterialien ist deren Biokompatibilität, das heißt, die Abwesenheit nachteiliger Wirkungen auf biologisches Gewebe an der Materialgrenzfläche. Die Biokompatibilität wird stark durch die Oberflächenbioadhäsion bestimmt und die Adsorption von Proteinen ist eines der ersten beobachtbaren Ereignisse, das auf der Oberfläche eines Materials auftritt, wenn dieses in Kontakt mit biologischen Flüssigkeiten, wie Blut, Plasma und Tränenflüssigkeit, kommt. Ein anfänglicher Proteinadsorptionsgrad auf den Hydrogeloberflächen führt zur Auslösung von Sekundärereignissen, wie die Adhäsion von Zellen und Bakterien an das Hydrogel. Die Adhäsion von Zellen oder Bakterien kann die ordnungsgemäße Funktion von biomedizinischen Implantaten in Mitleidenschaft ziehen.
Aus den vorliegenden Hydrogelen hergestellte Kontaktlinsen besitzen erwünschte Eigenschaften, wie Weichheit und Flexibilität, was angenehm für das Auge ist, und am wichtigsten, sind für Sauerstoff durchlässig. Diese Eigenschaften hängen vom Hydratationsgrad der Hydrogelmatrix ab. Da Kontaktlinsen zu Ablagerungen unerwünschter Proteine und Lipide auf ihren Oberflächen aus der umgebenden Tränenflüssigkeit neigen, sind eine hohe Hydrophilizität und eine geringe Proteinadsorption die zwei am meisten gefragten Eigenschaften von Hydrogelmaterialien, die für weiche Kontaktlinsenanwendungen geeignet sind.
Früher verwendete poly(2-Hydroxyethylmethacrylat) [p(HEMA)]-Hydrogele sind aufgrund ihrer Kombination mit Kohlenhydraten für die Kontaktlinsenherstellung die optimale Wahl wegen ihrer inhärenten geringen Proteinbindungsnatur und ihren ausgezeichneten physikalischen Eigenschaften, einschließlich der optischen Reinheit und hohen Bruchfestigkeit. Alleine haben sie leider eine relativ geringe Wasseraufnahme und Sauerstoffpermeabilität, die zwei Merkmale, die für ein besseres Ergebnis verbessert werden müssen. Die Inkorporation von Kohlenhydrat-, Sulfoxid-, Sulfid- oder Sulfongruppen erhöht gemäß der Erfindung den Gleichgewichtswassergehalt von poly(HEMA)-Hydrogelen, wodurch diese beständiger gegenüber Proteinadsorption werden, was zu hoch hydrophilen Hydrogelen führt.
Ein erhöhter Wassergehalt, eine erhöhte Hydrophilizität und eine geringe Proteinadsorption von HEMA-basierten Hydrogelen sind die wichtigen Merkmale dieser Erfindung, insbesondere nützlich für weiche Kontaktlinsenmaterialien, da ein höherer Gleichgewichtswassergehalt zu einer besseren Sauerstoffzufuhr zur Hornhaut führt.
Andererseits weisen die Hydrogele, die eine höhere Sulfoxidkonzentration (ungefähr 70 Gew.-%) enthalten und einen sehr hohen Wassergehalt haben, eine sehr geringe Bruchfestigkeit auf und sind deshalb für die Verwendung in der Kontaktlinsenherstellung nicht besonders geeignet. Solche super-absorbierende Hydrogelmaterialien sind jedoch geeignet für andere biomedizinische Anwendungen, wie künstliche Gelenkimplantate, Intraokularlinsen, etc. Im Folgenden werden die Beispiele 2 bis 17 und 21 bis 25 nur zum Zwecke der Erläuterung beschrieben.
BEISPIEL 1
Allgemeine Prozeduren, Verfahren und Materialien
Wenn nicht anders angegeben, wurden alle für die Herstellung und Untersuchung von Hydrogelen verwendeten Reagenzien von kommerziellen Anbietern (Aldrich) erhalten und ohne weitere Reinigung verwendet. Analysereine Lösungsmittel waren von dem Unternehmen Fisher oder dem Unternehmen EM Sciences.
2-Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) wurde vor der Verwendung mittels Destillation unter verringertem Druck gereinigt.
Deionisiertes Wasser, das bei den experimentellen Tatigkeiten verwendet wurde, wurde unter Verwendung eines Millipore Milli-Q UF Plus-Wasserreinigungssystems ultrafiltriert.
¹H- und ¹³C-NMR-Spektren wurden auf einem Varian XL-200-Spektrometer bei 200 MHz für Protonen bzw. bei 50 MHz für Kohlenstoffe aufgenommen.
Die Protonenspektren wurden auf die relevante Restlösungsmittelresonanz bezogen (β = 2,50 ppm für DMSO-d6 oder internes Si(CH₃)₃, falls unklar).
Kohlenstoffspektren wurden auf die relevanten Lösungsmittelresonanzen bezogen (β = 39,50 ppm für die Mittellinie von DMSO-d6).
Lysozym (~95 Gew.-%, aus Hühnereiweiß), Albumin (96 Gew.-%, Rind) und Mucin (Typ III, aus Schweinemagen) wurden alle von Sigma gekauft.
Phosphatgepufferte Salzlösung (PBS) wurde aus PBS-Tabletten (Sigma), gelöst in deionisiertem Wasser, hergestellt.
Der BCA-Protein-Assay-Kit (#22325) wurde von Pierce (Rockford, IL) gekauft.
Verschiedene Marken von kommerziellen weichen Kontaktlinsen waren Spenden von der Sunsoft Corporation (Albuquerque, NM. USA) und Essilor Corporation (Paris, Frankreich). Einzelheiten der chemischen Zusammensetzung sind in der Tabelle 3 wiedergegeben.
Die Absorptionsspektren wurden auf einem Shimadzu UV-1601-Spektrophotometer aufgenommen.
Statische Kontaktwinkel von Diiodmethan (99 Gew.-%, Aldrich, 3 Mikroliter-Tröpfchen) auf trockenen Hydrogelen in Luft oder auf hydratisierten Hydrogelen, eingetaucht in Wasser, wurden unter Verwendung eines Goniometers (Modell #100-00115, Rare-Hart, Inc., Mountain Lakes, NJ) gemessen.
BEISPIEL 2
N-Methyl-N-δ-rhamnosylacrylamid (1)
Methylaminhydrochlorid (3,8 g, 56,3 mmol) wurde langsam zu einer frisch hergestellten Lösung von NaOMe in Methanol (100 ml, 1,0 M) gegeben und die Präzipitate wurden mittels Schwerkraftfiltration entfernt. L-Rhamnosemonohydrat (5,1 g, 28,0 mmol) wurde dann zugegeben und die Lösung wurde bei Raumtemperatur über Nacht gerührt. Die Reaktionsmischung wurde bis zur Trockenheit eingeengt, wodurch die hellgelbe feste Zwischenverbindung 6 erhalten wurde, die für den nächsten Schritt ohne weitere Reinigung verwendet wurde. Zu der festen Zwischenverbindung wurden langsam 500 ml Methanol, 30 ml Triethylamin und eine Lösung von Acryloylchlorid in TFH (80 ml, 25 Gew.-% (v/v)) gegeben. Die Lösung wurde bei Raumtemperatur gehalten. Die Reaktionsmischung wurde für 4 Stunden bei Raumtemperatur gerührt, unter Vakuum eingeengt und mit 100 ml Triethylamin verdünnt. Die präzipitierten Feststoffe wurden durch Vakuumfiltration entfernt und das Filtrat wurde eingeengt und gereinigt mittels Kieselgelchromatographie durch Eluieren mit 6:1 Ethylacetat/Methanol, wodurch 3,1 g (49 Gew.-%) des Monomers 1 erhalten wurden.
Das Monomer 1 liegt bei Raumtemperatur als eine Mischung von Rotameren um das tertiäre Amid vor.
NMR-Spektren wurden bei einer Temperatur über dem Koaleszenzpunkt aufgenommen, um das Peak-Assignment zu vereinfachen.

¹H-NMR (200 MHz, DMSO-d₆, 130°C): δ 6,65 (dd, J = 16,8, 10,6 Hz, 1H, -CH=), 6,06 (dd, 1H, J = 16,7, 2,4 Hz, =CH₂), 5,62 (dd, J = 10,5, 2,3 Hz, 1H, =CH₂), 5,24 (s, 1H, -CHOH), 4,28-4,10 (m, 2H, -CHOH), 3,82 (s, breit, 1H, -CHOH), 3,24-3,40 (m, 1H, -CHCH₃), 3,05 (s, 3H, -NCH₃), 2,88-2,80 (m, 1H, 1,22, -CHO), 1,23 (d, J = 5,8 Hz, 3H, -CH₃); ¹³C-NMR (50 MHz, DMSO-d₆, 130°C): δ 17,11, 29,72, 71,04, 71,32, 74,06, 81,67, 125,34, 128,97, hochauflösendes Massenspektrum (FAB⁺), berechn. für C₁₀H₁₇O₅N 232,1185, gefunden 232,1181.

BEISPIEL 3
2,3,4,5-Tetra-O-acetyl-N-allyl-β-N-xylosylacetamid (7)
Zur Herstellung der Verbindung 7, die eine Zwischenverbindung für die Herstellung des Monomers 2 ist, wurde D-Xylose (4,0 g, 26,7 mmol) in Allylamin bei Raumtemperatur für 24 Stunden gerührt. Die Lösung wurde unter Vakuum eingeengt und der Rückstand wurde mit Essigsäureanhydrid/Pyridin (1:1; (v/v)) über Nacht behandelt. Die Lösung wurde bis zur Trockenheit eingeengt, wodurch 9,3 g (98 Gew.-%) der Produktverbindung 7 als schwach gefärbter Feststoff erhalten wurden.

¹H-NMR (200 MHz, DMSO-d₆, 130°C): δ 5,85-5,64 (m, 1H, -CH=CH₂), 5,50 (d, 1H, J = 9,1 Hz, -OCHN), 5,28 (dd, 1H, J = 9,3, 9,5 Hz, -CHOAc), 5,18-4,88 (m, 4H, -CHOAc, =CH₂), 4,00 (dd, 1H, J = 11,5, 6,2 Hz, -CH₂-), 3,92–3,83 (m, 2H, -CH₂CH=CH₂), 3,58 (dd, 1H, J = 11,2, 10,7 Hz, -CH₂-), 2,05 (s, 3H), 1,98 (s, 3H), 1,95 (s, 3H), 1,92 (s, 3H); ¹³C-NMR (50 MHz, DMSO-d6, 130°C): 5 20,02, 21,59, 44,75, 64,19, 68,71, 69,27, 73,23, 83,47, 115,78, 135,37, 168,70, 169,13, 169,17, 170,55.

BEISPIEL 4
N-[Allyl-]-β-N-xylosylacetamid (8)
Zur Herstellung der zweiten Zwischenverbindung für die Synthese des Monomers 2, wurde die Verbindung 7 (9,3 g, 26 mmol) in Methanol gelöst und mit einer wäßrigen Lösung von Natriummethoxid in Methanol behandelt, bis ein pH von 9 erreicht wurde. Die Lösung wurde bei Raumtemperatur für 4 Stunden gerührt. Dowex-Harz (H⁺-Form) wurde verwendet, um die Lösung zu neutralisieren, wodurch das deacetylierte Produkt 8 erhalten wurde, und die Lösung wurde filtriert und unter Vakuum eingeengt. Die Verbindung 8 wurde in quantitativer Ausbeute als öliger Feststoff erhalten.

¹H-NMR (200 MHz, DMSO-d₆, 130°C): δ 5,94-5,72 (m, 1H, -CH=CH₂), 5,15 (dddd, 1H, J = 17,4, 1,7, 1,7, 1,7 Hz, -CH=CH₂), 5,01 (dddd, 1H, J = 10,3, 1,7, 1,7, 1,7 Hz, -CH=CH₂), 4,88 (app d, 1H, J = 7,5 Hz, -OCHN), 3,98-3,84 (m, 2H, -CH₂CH=CH₂), 3,80-3,72 (m, 2H, -CHOH), 3,38-3,20 (m, 3H, -CHOH, -CH₂-), 2,05 (s, 3H); ¹³C-NMR (50 MHz, DMSO-d6, 130°C): δ 21,59, 44,03, 60,00, 68,02, 69,64, 70,49, 78,11, 115,06, 136,23, 170,02.

BEISPIEL 5
N-[3-(2-N'-Ethylpropenamido)thiopropyl]-β-N-xylosylacetamid (2)
Cysteamin (2-Aminoethanthiolhydrochlorid) (3,2 g, 28,2 mmol) und die deacetylierte Verbindung 8 wurden in 15 ml deoxygeniertem Wasser gelöst. Diese Lösung wurde mit Stickstoff gespült und mit Ultraviolettlicht (254 nm) unter einer Stickstoffatmosphäre für 5 Stunden bestrahlt bis zum vollständigen Verschwinden des Ausgangsmaterials. Die Lösung wurde bis zur Trockenheit eingeengt und die Produktverbindung 9 wurde dann ohne weitere Reinigung verwendet.
Das Monomer 2 wurde hergestellt durch Lösen des Amins 9 (26,0 mmol, bezogen auf die Mole der Verbindung 6) in Methanol und Acryloylieren durch eine langsame tropfenweise Zugabe von Acryloylchlorid (10 ml, 123 mmol) in THF (18 Gew.-%; (v/v)) bei 0°C. Der pH wurde zwischen 8–9 mit 2 M KOH gehalten. Die Lösung wurde mit einem Kationenaustauscherharz (DOWEX-Harz H⁺-Form) neutralisiert, wodurch das Rohprodukt 2 erhalten wurde. Kieselgelsäulenchromatographiereinigung mit 4:1 Ethylacetat/Methanol ergab 5,8 g (62 Gew.-%) des reinen Monomers 2 als ein hygroskopischer Feststoff. Bei Raumtemperatur lag die Verbindung 2 als eine Mischung von Rotameren um das tertiäre Amid vor.
NMR-Spektren wurden bei Raumtemperatur über dem Koaleszenzpunkt aufgenommen, um das Peak-Assignment zu vereinfachen.

¹H-NMR (200 MHz, DMSO-d₆, 130°C): δ 6,22 (dd, J = 17,0, 9,7 Hz, 1H, =CH), 6,06 (dd, 1H, J = 17,1, 2,5 Hz, =CH₂), 5,53 (dd, J = 9,8, 2,6 Hz, 1H, =CH₂), 4,78 (d, 1H, J = 8,5 Hz, -CHOR), 3,82-3,72 (m, 2H, -CHOH), 3,27-3,44 (m, 3H, -CH₂, -CHOH), 3,28-3,10 (m, 4H, -CH₂), 2,54 (t, J = 7,3 Hz, 2H, -CH₂), 2,06 (s, 3H, -CH₃), 1,81 (m, 2H, -CH₂); ¹³C-NMR (50 MHz, DMSO-d₆, 130°C): δ 20,92, 28,67, 28,74, 30,46, 67,45, 69, 07, 69,86, 77,51, 77,56, 114,45, 123,55, 131,44, 164,29, 170,11; hochauflösendes Massenspektrum (FAB⁺), berechn. für C₁₅H₂₆O₆N₂S 363,1590, gefunden 363,1584.

BEISPIEL 6
N-Acryloyl-D-glucamin (3)
N-Acryloyl-D-glucamin (3): 1-Amino-1-desoxy-D-sorbitol (D-Glucamin) 10 (5,0 g, 28 mmol) wurde in einer Mischung aus CH₃OH (120 ml) und H₂O (15 ml) gelöst und in einem Eisbad gekühlt. Acryloylchlorid (30 ml einer 2,35 M Lösung in THF, 71 mmol) wurde tropfenweise zu der obigen Lösung gegeben, während der pH der Reaktionsmischung zwischen 8 und 9 durch periodisches Zugeben von wässriger 2 M KOH gehalten wurde. Nach einer weiteren 1-stündigen Zeitspanne auf Eis wurden die flüchtigen Bestandteile unter verringertem Druck verdampft und der Rückstand wurde einer Kieselgelchromatographie mit einem Gradienten von 5–15% CH₂Cl₂ in MeOH unterzogen, wodurch 3,6 g (56%) der Verbindung 3 als weißer Feststoff, Schmp. 122–123°C, erhalten wurden.

¹H-NMR (400 MHz, D₂O): δ 6,38-6,22 (m, 2H, =CH₂), 5,80 (d, 1H, J = 10,1 Hz, =CH), 3,88-3,27 (m, 8H, -CH-OH, -CH₂OH und NCH₂-); ¹³C-NMR (100 MHz, D₂O): δ 171,53, 132,61, 130,29, 74,09, 73,78, 73,03, 65,51, 44,74; anal. berechn. für C₉H₁₇O₆N: C 45,94; H 7,29; N 5,96; gefunden: C 45,74; H 7,27; N 6,08.

Beispiel 7
N-Acryloyl-N-methyl-D-glucamin (4)
Zur Herstellung des Monomers 4 wurde N-Methyl-D-glucamin (5,0 g, 25,5 mmol) in einer Mischung aus Methanol (120 ml) und Wasser (15 ml) gelöst und auf 0–5°C in einem Eisbad abgekühlt. Acryloylchlorid (2,35 M in THF, 30 ml, 70,5 mmol) wurde tropfenweise zu der obigen Lösung gegeben, während der pH der Reaktionsmischung bei 8–9 durch periodisches Zugeben von wässriger 2 M KOH gehalten wurde. Die Mischung wurde für eine weitere Stunde bei 0–5°C gerührt, die flüchtigen Bestandteile unter verringertem Druck verdampft und der Rückstand einer Säulenchromatographie (Kieselgel, 5–15 Gew.-% CH₂Cl₂ in MeOH) unterzogen, wodurch eine weiße, feste Verbindung 4 erhalten wurde (4,35 g, 69 Gew.-%).

¹H-NMR (200 MHz, DMSO-d₆, 130°C): δ 6,72 (dd, 1H, J = 160, 12,0 Hz, =CH), 6,04 (dd, 1H, J = 16,0, 2,5 Hz, CH₂), 5,57 (dd, 1H, J = 12, 2,5 Hz, =CH₂), 4,10-3,76 (m, 5H, -CH-OH), 3,66-3,36 (m, 8H, -CH-OH, -CH₂OH und N-CH₂-), 3,01 (s, 3H, -NCH₃); ¹³C-NMR (50 MHz, DMSO-d6, 130°C): δ 166,1, 129,4, 125,4, 72,4, 72,0, 71,2, 70,2, 63,4, 51,8, 35,1; IR (KBr): 3380, 2879, 1648, 1510 cm^–1; hochauflösendes Massenspektrum (FAB⁺) berechn. für C₁₀H₂₀O₆N 250,1288, gefunden 250,1290.

BEISPIEL 8
3,6,9-Trioxadecan-1-tosylat (12)
p-Toluolsulfonylchlorid (26,0 g, 136 mmol) wurde unter starker Rühren portionsweise zu einer kalten (0°C) Mischung aus 3,6,9-Trioxadecan-1-ol, trockenem Pyridin (15,3 g, 194 mmol) und trockenem CHCl₃ (120 ml) gegeben. Nachdem die Reaktionsmischung bei 0°C für 2,5 h gerührt worden war, wurde H₂O (100 ml) zugegeben und das Produkt mit Ether (150 ml) extrahiert. Die organische Schicht wurde nacheinander mit 150 ml 2 N HCl, H₂O, gesättigter wässriger NaHCO₃ und H₂O gewaschen, und dann über Na₂SO₄ getrocknet. Die Lösung wurde eingeengt und das Produkt wurde mittels Kieselgelchromatographie mit 10% Ethylacetat in Hexan, gefolgt von 100% Ether, gereinigt, wodurch die reine Verbindung 12 (25 g, 86%) als farbloses Öl erhalten wurde.

¹H-NMR (200 MHz, CDCl₃): 7,78 (d, J = 8,5 Hz, 2H, aromatisch), 7,32 (d, J = 8,5 Hz, 2H, aromatisch), 4,15 (t, J = 4,6 Hz, 2H, -CH₂OSO₂-), 3,71-3,48 (m, 10H, OCH₂ CH₂O-), 3,35 (s, 3H, -OCH₃), 2,43 (s, 3H, Ar-CH₃), IR (neat): 2980, 1608, 1110 cm^–1.

BEISPIEL 9
4-(3,6,9-Trioxa)decyloxybenzaldehyd (13)
Eine Mischung aus 4-Hydroxybenzaldehyd (2,68 g, 20,0 mmol), 3,6,9-Trioxadecan-1-tosylat 12 (5,0 g, 15,7 mmol) und wasserfreiem K₂CO₃ (10,35 g, 75,0 mmol) in 2-Butanon (50 ml) wurde unter Rückfluss unter starker Rühren für 5 Stunden erhitzt. Die Reaktionsmischung wurde auf Raumtemperatur gekühlt, filtriert und der Feststoff wurde mit 50 ml Aceton gewaschen. Die vereinigten Filtrate wurden eingeengt und der Rückstand wurde einer Säulenchromatographie (Kieselgel, 50:50 Gew.-% Hexan/Ether, Ether und 20:50 Gew.-% Ether/Aceton) unterzogen, wodurch eine farblose Ölverbindung 13 (3,1 g, 76 Gew.-%) erhalten wurde.

¹H-NMR (200 MHz, CDCl₃): 9,87 (s, 1H, -CHO), 7,81 (d, J = 8,8 Hz, 2H, aromatisch), 7,01 (d, J = 8,8 Hz, 2H, aromatisch), 4,20 (t, J = 4,5 Hz, 2H, -CH₂OAr-), 3,91-3,51 (m, 10H, -OCH₂CH₂O-), 3,35 (s, 3H, -OCH₃) ppm; IR (neat): 2878, 1691, 1601, 1510 cm^–1.

BEISPIEL 10
N-Acryloyl-N-[4-(3,6,9-trioxa)decyloxybenzyl]-D-glucamin (5)
Zur Herstellung des Monomers 5 wurde Natriumtriacetoxyborhydrid (2,6 g, 12,26 mmol) in einer Portion zu einer gerührten Mischung aus 4-(3,6,9-Trioxa)decyloxybenzylhyd 13 (2,0 g, 7,69 mmol), D-Glucamin (1,45 g, 8,0 mmol), gelöst in DMF (80 ml), und Essigsäure (0,8 ml) bei Raumtemperatur zugegeben. Die trübe Reaktionsmischung wurde nach Rühren bei Raumtemperatur für 4 Stunden klar. Die Zugabe von trockenem Ether (300 ml) führte zur Bildung des Produkts, N-(4-(3,6,9-Trioxa)decyloxybenzyl)-D-glucamin (14), das als hellgelber, hygroskopischer Feststoff (14) präzipitierte, der filtriert wurde, mit weiterem Ether (50 ml) gewaschen, abgenutscht und in der Acryloylierung ohne weitere Reinigung verwendet wurde. Der obige Feststoff 14 wurde in Methanol (40 ml) gelöst und in einem Eisbad bei 0–5°C gekühlt.
Acryloylchlorid (2,35 M in THF, 7,0 ml, 16,45 mmol) wurde tropfenweise zu der Verbindung 14 gegeben, während der pH der Reaktionsmischung durch periodisches Zugeben von wässriger 2 M KOH bei pH 8–9 gehalten wurde. Die Reaktionsmischung wurde für eine weitere Stunde bei einer Temperatur von 0–5°C gerührt und auf Raumtemperatur aufgewärmt. Der Rückstand, der erhalten wurde, nachdem die flüchtigen Bestandteile unter verringertem Druck verdampft worden waren, wurde einer Säulenchromatographie (Kieselgel, 5–12 Gew.-% CH₂Cl₂ in MeOH) unterzogen, wodurch eine farblose Gummiverbindung 5 (1,5 g, 40,1 Gew.-% von Aldehyd) erhalten wurde.

¹H-NMR (200 MHz, D₂O) δ 7,14-7,03 (m, 2H, aromatisch), 6,91-6,81 (m, 2H, aromatisch), 6,73-6,52 (m, 1H, olefinisch), 6,08 (d, J = 16,6 Hz, 1H, olefinisch), 5,71-5,61 (m, 1H, olefinisch), 4,10-3,31 (m, 22H, -OCH₂CH₂O-, -N-CH₂-), 3,18 (s, 3H, -OCH₃); ¹³C-NMR (200 MHz, DMSO-d6, 110°C) δ 166,4, 130,3, 129,4, 128,5, 126,1, 114,9, 72,4, 71,9, 71,5, 71,3, 70,3, 70,0, 69,9, 69,7, 69,1, 67,7, 63,4, 57,9, 49,4; IR (neat): 3388, 2882, 1642, 1512 cm^–1; HRMS: berechn. für C₂₃H₃₈O₁₀N 488,2487, gefunden 488,2495.

BEISPIEL 11
Herstellung von Copolymer-Hydrogelen
Gleiche Mengen von HEMA und Kohlenhydratmonomer (jeweils 4 Gramm) wurden mit 0,1 ml Ethylenglykoldimethacrylat (EGDMA), 1 ml deionisiertem Wasser und 1,5 ml Ethylen vereinigt. Zu dieser Mischung wurden eine Lösung von (NH₄)₂S₂O₈ (400 mg/ml) und eine Lösung von Na₂S₂O₂ (150 mg/ml), beide in einer Menge von 0,5 Vol./Gew.-%, gegeben. Die Mischung wurde auf eine Glasplatte gegossen, um einen dünnen 1–2 mm dicken Film zu bilden und dann mit einer anderen Glasplatte bedeckt. Um einen Film mit einer gleichmäßigen Dicke zu erhalten, wurden Glasstücke mit einer Dicke von 1–2 mm entlang den Kanten eingesetzt, um die Glasplatten voneinander zu trennen und die Dicke des Films festzulegen. Die Polymerisationsreaktion erfolgte über Nacht bei Raumtemperatur.
BEISPIEL 12
Herstellung von Copolymerfilmen
Üblicherweise wurden HEMA und Kohlenhydratmonomer mit AIBN (1,0 Gew.-%, bezogen auf die Monomere) in Dimethylsulfoxid (DMSO) unter Bildung einer 10 Gew.-%-Lösung gelöst. Die Mischung wurde mit N₂ für 20 Minuten gespült, dann auf 65°C unter N₂ für 6 Stunden erwärmt. Das Polymer wurde durch langsames Zugeben von Aceton aus der Lösung präzipitiert. Die präzipitierten Polymere wurden erneut in DMSO gelöst und auf Glasplatten gegossen. Ein Verdampfen der DMSO-Lösung bei 40°C unter Vakuum führte zu den Copolymerfilmen.
BEISPIEL 13
Gleichgewichtswassergehalt (EWC)-Messungen
Die Bestimmung des Gleichgewichtswassergehalts erfolgte wie folgt.
Nach der Polymerisation wurden die flachen HEMA-Kohlenhydrat-Copolymer-Hydrogele durchtränkt und extrahiert in deionisiertem Wasser für 2 Tage bei Raumtemperatur. Das Extraktionsfluid wurde verworfen und es wurde für jeden Tag zweimal täglich frisches Wasser zugegeben, um die Entfernung von nicht umgesetzten Monomeren und löslichen Oligomeren sicherzustellen. Die voll hydratisierten Proben wurden gewogen und als Wh hydratisiert ausgedrückt. Die erhaltenen weichen Hydrogele wurden aus dem Wasser entfernt und unter Vakuum bei Raumtemperatur für wenigstens zwei Tage in einem Exsikkator über Phosphorpentoxid getrocknet. Die dehydrierten Proben wurden erneut gewogen und als Wd (trockene Probe) ausgedrückt.
Die Menge des durch das Hydrogel adsorbierten Wassergehalts wird aus dem Gewicht des trockenen Polymers (Wd) und dem Gewicht des entsprechenden hydratisierten Polymers (Wh) gemäß der folgenden Gleichung bestimmt: EWC (%) = [(Wh - Wd)/Wh] × 100wobei EWC der Gleichgewichtswassergehalt ist; Wh die hydratisierten Probe ist; und Wd die trockene Probe ist.
BEISPIEL 14
Kontaktwinkelmessungen
Die Kontaktwinkel der Copolymer-Hydrogele wurden unter Verwendung des Diiodmethan- und Glycerol-Verfahrens gemessen. Macromol. Chem. Phys., 195: 1953 (1994).
Diiodmethan- und Glyceroltröpfchen wurden auf Copolymer-Hydrogelfilmen aus dem Gießen einer DMSO-Lösung abgesetzt und vermessen. Für einen typischen Copoly merfilm wurden 3 μl Diiodmethan oder Glycerol auf die Polymeroberfläche getropft und der statische Kontaktwinkel wurde innerhalb von fünf Sekunden nach dem Absetzen des Tropfens gemessen. Für jede Probe wurden insgesamt sechs Kontaktwinkelmessungen von beiden Seiten des Tröpfchens vorgenommen und die Werte wurden gemittelt (± 2°).
BEISPIEL 15
Differentialscanningkalorimetrie (DSC)-Messungen
Differentialscanningkalorimetrie-Messungen der Copolymer-Proben wurden mit einem Perkin-Elmer DSC-7 durchgeführt. Voll hydratisierte Proben von p(HEMA) und HEMA-Kohlenhydrat-Polymerhydrogelen wurden in 1 cm ×1 cm große Stücke geschnitten und einem Erwärmen zwischen 25°C und 150°C mit einer Aufheizgeschwindigkeit von 5°C pro Minute in einer Stickstoffatmosphäre unterzogen, und DSC wurde durchgeführt. Es wurden Spektren für alle untersuchten HEMA-Kohlenhydrat- oder HEMA-Sulfoxid-Hydrogele aufgenommen.
BEISPIEL 16
Röntgenphotoelektronen-Spektroskopie (XPS)
HEMA-Kohlenhydrat-Copolymer-Proben wurden vor der XPS-Analyse dehydratisiert. Die Proben wurden im Vakuum bei Raumtemperatur für wenigstens zwei Tage in einem Exsikkator über Phosphorpentoxid getrocknet. Die XPS-Messungen wurden mit einem Perkin-Elmer 5500-Spektrometer durchgeführt, der mit einem Monochromator versehen war. Die Spektren wurden mit MgKα-Röntgenstrahlen (1253,6 eV) im Vakuum im Bereich von 10^–8–10^–9 Torr aufgeommen.
Die Messungen wurden unter Verwendung von Take-Off-Winkeln von 45 Grad, bezogen auf die Ebene der Probenoberflächen, aufgenommen. Die Elementzusammenset zungen von C, O, N und/oder S der Proben wurden aus drei detaillierten Scan-Spektren gemittelt. Die Ladungskorrektur in der Bindungsenergieskala erfolgte durch Einstellen des -CH₂-Peaks in den Kohlenstoffspektren auf 285,0 eV.
BEISPIEL 17
Proteinadsorptionsuntersuchung
Proteinadsorption von HEMA-Kohlenhydrat- oder HEMA-Sulfoxid-Hydrogelen wurde mit der Proteinabsorption von bekannten Materialien, die für Kontaktlinsen verwendet werden, verglichen.
Künstliche Tränenflüssigkeit (ATF) wurde gemäß dem folgenden Verfahren hergestellt. Eine Lipidmischung A (0,408 g), hergestellt aus 0,4 g Triolein, 0,3 g n-Propyloleat, 0,5 g Linalylacetat und 0,08 g Dicaproin, wurde zu einer Mischung aus 0,012 g Cholesterin und 0,18 g Cholesterinlinoleat gegeben und gründlich mit einem Vortex-Mischer gemischt, wodurch eine Lipidmischung B erhalten wurde.
Ein Teil dieser Mischung (0,016 g) wurde mit 0,001 g Undecylensäure, 0,4 g Lysozym, 0,2 g Mucin und 0,04 g Albumin vereinigt, und die feste Mischung wurde in 200 ml 19:1 PBS/Ranks-Salzlösung unter starkem Schütteln gelöst. Nach einer Lagerung über Nacht bei 4°C wurde die erhaltene Protein/Lipid-Lösung (ATF) mit einer 1 N NaOH-Lösung auf pH 7,4 eingestellt. Die durch den Pierce-BCA-Protein-Assay (Macromolecules, 26: 4825 (1993)) bestimmte Gesamtproteinkonzentration der ATF betrug 3,2 mg/ml.
Einzelne Proteinlösungen wurden hergestellt durch Lösen von 0,32 g des Proteins in 100 ml 19:1 PBS/Ranks-Salzlösung bis zu einer Proteinendkonzentration von 3,2 mg/ml. Die Proteinlösungen wurden bei 4°C gelagert und innerhalb von 3 Wochen nach deren Herstellung verwendet.
Synthetische Hydrogelstücke mit einer Fläche von 1 × 1 cm² und einer Dicke von ungefähr 1 mm und kommerzielle Kontaktlinsen wurden für verschiedene Zeitspannen eingetaucht und inkubiert in ATF oder in einzelnen Proteinlösungen (2 ml pro Hydrogelstück oder Kontaktlinse) in einem bei 36°C gehaltenen Wasserbad unter sanftem Schütteln. Nach der Inkubation wurden die Hydrogele oder Kontaktlinsen aus der Proteinlösung entfernt, schnell unter einem sanften Strom von destilliertem Wasser abgespült und zweimal für etwa 10 Minuten in 10 ml PBS-Lösung bei Raumtemperatur bewegt.
Gewaschene Hydrogelstücke der Kontroll- als auch experimentierten Materialien wurden hinsichtlich des Vorhandenseins von adsorbierten Proteinen unter Verwendung des BCA-Protein-Assay-Reagens untersucht. In einigen Fällen wurden die adsorbierten Proteine in 1 Gew.-% Natriumdodecylsulfat (SDS)-Lösung (2,0 ml pro Linse oder Hydrogelstück) extrahiert, und die optische Dichte bei 280 nm des Extrakts wurde als Maß des relativen Adsorptionsgrads genommen. Die Ergebnisse für die HEMA-Kohlenhydrate sind in der 10 und für das HEMA-Sulfoxid in der 16 zu sehen.
BEISPIEL 18
Synthese von 3-Methylthio-1-propylacrylat
Zu einer Mischung aus 3-Methylthio-1-propanol (17) (12,5 g, 117,7 mmol) und Triethylamin (17,8 g, 177,0 mmol) in trockenem CH₂Cl₂ (110 ml), gekühlt in einem Eisbad (0–5 °C), wurde eine Lösung von Acryloylchlorid (21,3 g, 235,0 mmol) in trockenem CH₂Cl₂ (30 ml) tropfenweise unter Rühren über eine Zeitspanne von 2,5 Stunden zugegeben. Die Reaktionsmischung wurde auf Raumtemperatur erwärmt und dann mit weiterem CH₂Cl₂ (225 ml) verdünnt und in Wasser (250 ml) geschüttet. Die CH₂Cl₂-Schicht wurde mit gesättigter wässriger NaHCO₃-Lösung (2 × 175 ml) und Wasser (2,225 ml) gewaschen. Das Einengen der getrockneten (Na₂O₄) organischen Schicht ergab ein gelbes Öl. Eine Reinigung durch Säulenchroma tographie (Kieselgel, Hexan, 10 Gew.-% Ether/Hexan) erzeugte eine klare Ölverbindung 18 (11,4 g, 60 Gew.-%), nämlich 3-Methylthio-1-propylacrylat.

¹H-NMR (200 MHz, CDCl₃): δ 6,40 (dd, J₁ = 17,4 Hz, J₂ = 1,8 Hz, 1H, olefinisch), 6,08 (dd, J₁ = 16,5 Hz, J₂ = 10,4 Hz, 1H, olefinisch), 5,84 (dd, J₁ = 10,4 Hz, J₂ = 1,8 Hz, 1H, olefinisch), 4,25 (t, J = 6,3 Hz, 2H, -OCH₂CH₂-), 2,57 (t, J = 4,0 Hz, 2H, -CH₂CH₂S-), 2,10 (s, 3H, CH₃S-), 1,97 (m, 2H, -CH₂CH₂CH₂-); IR (neat): 1725, 1636, 1408, 1267, 1190 cm^–1; HRMS berechn. für C₇H₁₂O₂S 160,055802, gefunden 160,055798.

BEISPIEL 19
Methyl-3-(acryloyloxy)propylsulfoxid
Zu einer eiskalten Lösung von 3-Methylthio-1-propylacrylat (18) (5,95 g, 37,1 mmol) in CH₂Cl₂ (80 ml) wurde m-Chlorperoxybenzoesäure (76,5 Gew.-%, 8,37 g, 37,1 mmol) portionsweise über eine Zeitspanne von 1,5 Stunden gegeben. Der Fortschritt der Reaktion wurde mittels TLC verfolgt. Nach Beendigung der Reaktion wurde das Lösungsmittel unter verringertem Druck verdampft. Der resultierende klebrige weiße Feststoff wurde mit Wasser (2 × 100 ml) gewaschen und filtriert. Die Wasserwaschlösungen wurden unter verringertem Druck eingeengt, wodurch das Rohprodukt als gelbes Öl erhalten wurde. Das Rohprodukt wurde mittels Säulenchromatographie (Kieselgel, Ether, 20 Gew.-% Aceton/Ether, 70 Gew.-% Aceton/Ether) gereinigt, wodurch eine farblose Ölverbindung 23, nämlich Methyl-3-(acryloyloxy)propylsulfoxid (4,3 g, 66 Gew.-%) erhalten wurde.

¹H-NMR (200 MHz, CDCl₃): δ 6,40 (dd, J₁ = 17,2 Hz, J₂ = 1,7 Hz, 1H, olefinisch), 6,09 (dd, J₁ = 17,2 Hz, J₂ = 10,4 Hz, 1H, olefinisch), 5,83 (dd, J₁ = 10,4 Hz, J₂ = 1,7 Hz, 1H, olefinisch), 4,30 (t, J = 9,8 Hz, 2H, -CH₂CH₂O-), 2,76 (t, J = 7,6 Hz, 2H, -CH₂CH₂SO-), 2,58 (s, 3H, CH₃SO-), 2,17 (m, 2H, -CH₂CH₂CH₂-); IR (neat): 1721, 1635, 1410, 1273, 1195 cm^–1; HRMS berechn. für C₇H₁₃O₃S 177,058980, gefunden 177,058541.

BEISPIEL 20
Technische Synthese von Methyl-3-(acryloyloxy)propylsulfoxid
Eine Mischung aus 3-Methylthio-1-propanol (17) (25,0 g, 235,5 mmol) und Triethylamin (50,0 ml, 36,3 g, 359,4 mmol) in 300 ml Dichlormethan wurde in einem Eisbad gekühlt und eine Lösung von Acryloylchlorid (40,0 ml, 44,6 g, 495,1 mmol) in 75 ml Dichlormethan wurde tropfenweise über eine Zeitspanne von 3,5 Stunden unter Rühren zugegeben, während die Temperatur strikt unter 5°C gehalten wurde. Die Reaktionsmischung wurde mit 200 ml Dichlormethan verdünnt und in 500 ml Wasser geschüttet. Die organische Schicht wurde nacheinander mit Wasser (500 ml), gesättigter wässriger Natriumbicarbonatlösung (2 × 500 ml) und Wasser (500 ml) gewaschen. Die Dichlormethanschicht (von ungefähr 500 ml), enthaltend das rohe 3-Methylthio-1-propylacrylat 18, wurde direkt in dem folgenden Oxidationsschritt verwendet.
Die obige Dichlormethanschicht wurde in einem Eisbad abgekühlt und m-Chlorperoxybenzoesäure (76,5 Gew.-% mittlere Aktivität, 48,0 g, 278,2 mmol) wurde portionsweise über eine Zeitspanne von 75 Minuten zugegeben, während die Temperatur strikt unter 5°C gehalten wurde. Der Fortschritt der Reaktion wurde mittels TLC verfolgt und abhängig von der Menge von verbliebenem Sulfidacrylat, das in der Reaktionsmischung nach 75 Minuten vorhanden war, wurde weitere m-Chlorperoxybenzoesäure (2–5 g) zugegeben. Nach einer Gesamtreaktionszeit von 2 Stunden bei 0°C wurde das Lösungsmittel unter verringertem Druck verdampft, der erhaltene Feststoff mit deionisiertem Wasser (3 × 200 ml) extrahiert und filtriert. Das Filtrat wurde mit einem Anionenaustauscherharz (ca. 25 g, OH-Form) für eine Stunde gerührt und filtriert. Das Filtrat wurde unter verringertem Druck unter 30°C eingeengt, wodurch eine Rohverbindung 23 als dunkelbräunlich-gelbes Öl (ca. 35 g) erhalten wurde. Das Rohprodukt wurde mittels Säulenchromatographie (Kieselgel, Lösungsmittel: Hexan/Ether, Aceton; 45:45:10%) gereinigt, wodurch ein farbloses Öl (30,1 g, 72,5 Gew.-%) über zwei Stufen erhalten wurde. Alternativ wurde das Produkt mittels Vakuumdestillation gereinigt.

BEISPIEL 21
Synthese von Methyl-3-(acryloyloxy)propylsulfon (26)
Das gleiche Verfahren wie das für die Herstellung der Sulfoxidverbindung 23 verwendete, beschrieben in Beispiel 19, wurde für die Herstellung der Verbindung 26 verwendet, außer, dass zwei Äquivalente m-Chlorperoxybenzoesäure und nicht ein Äquivalent verwendet wurden.
3-Methylthio-1-propylacrylat (18) (8,11 g, 50,5 mmol) und m-Chlorperoxybenzoesäure (9,34 g, 101,1 mmol) wurden wie in Beispiel 19 beschrieben umgesetzt. Das Rohprodukt wurde mittels Säulenchromatographie (Kieselgel, 50 Gew.-% Ether/Hexan, Ether) gereinigt, wodurch eine klare Ölverbindung 26 (6,7 g, 70 Gew.-%), nämlich Methyl-3-(acryloyloxy)propylsulfon, erhalten wurde.

¹H-NMR (200 MHz, CDCl₃): δ 6,39 (dd, J₁ = 17,2 Hz, J₂ = 1,5 Hz, 1H, olefinisch), 6,08 (dd, J₁ = 17,2 Hz, J₂ = 10,2 Hz, 1H, olefinisch), 5,84 (dd, J₁ = 10,2 Hz, J₂ = 1,7 Hz, 1H, olefinisch), 4,27 (t, J = 6,2 Hz, 2H, -CH₂CH₂O-), 3,09 (t, J = 7,9 Hz, 2H, -CH₂CH₂SOO-), 2,90 (s, 3H, CH₃SOO-), 2,20 (m, 2H, -CH₂CH₂CH₂-); IR (neat): 1718, 1635, 1411, 1297, 1193, 1132 cm^–1; HRMS berechn. für C₇H₁₃O₄S 193,053456, gefunden 193,053197.

BEISPIEL 22
Synthese von 3-Methylthio-1-propanoltosylat
Zu einer Mischung aus 3-Methylthio-1-propanol (17) (5,0 g, 47,1 mmol), Pyridin (7,43 g, 94,0 mmol) und CHCl₃ (47 ml), gekühlt in einem Eisbad, wurde Tosylchlorid (13,47 g, 70,6 mmol) portionsweise unter Rühren zugegeben. Die Mischung wurde nach 1 Stunde auf Raumtemperatur erwärmen gelassen und das Rühren wurde für weitere 15 Stunden fortgesetzt. Die Mischung wurde mit CH₂Cl₂ (200 ml) verdünnt, mit Wasser (2 × 100 ml) gewaschen und die organische Phase getrocknet (Na₂SO₄). Das Lösungsmittel wurde verdampft und das resultierende gelbe Öl mittels Säulenchromatographie (Kieselgel, 15 Gew.-% Ether/Hexan, 50 Gew.-% Ether/Hexan) gereinigt, wodurch ein farbloses Öl (10,5 g, 86 Gew.-%), nämlich 3-Methylthio-1-propanoltosylat erhalten wurde.

¹H-NMR (200 MHz, CDCl₃): δ 7,78 (d, J = 8,4 Hz, 2H, aromatisch), 7,34 (d, J = 8,1 Hz, 2H, aromatisch), 4,13 (t, J = 6,1 Hz, 2H, -CH₂CH₂O-), 2,50 (t, J = 7,3 Hz, 2H, -CH₂CH₂S-), 2,44 (s, 3H, ArCH₃), 2,02 (s, 3H, CH₃S-), 1,91 (m, 2H, -CH₂CH₂CH₂-); IR (neat): 1598, 1359, 1174 cm^–1.

BEISPIEL 23
Synthese von 4,8-Dithianonanol
Zu einer Mischung aus 3-Methylthio-1-propanoltosylat (14,14 g, 54,3 mmol) und 3-Mercapto-1-propanol (5,0 g, 54,3 mmol) in trockenem THF (300 ml) wurde in einer Portion Kalium-tert-butoxid (8,51 g, 80,0 mmol) unter einem Schutzstickstoffgas gegeben, und die resultierende Mischung wurde bei Raumtemperatur für 24 Stunden gerührt. Wasser (10 ml) wurde tropfenweise zu der Reaktionsmischung gegeben, um überschüssiges Kalium-tert-butoxid zu quenchen, und das Lösungsmittel wurde unter verringertem Druck verdampft. Der resultierende Feststoff wurde mit Ether (3 × 100 ml) gewaschen und filtriert. Die Etherschicht wurde mit Wasser (3 × 100 ml) gewaschen und getrocknet (Na₂SO₄). Die Lösungsmittelverdampfung erzeugte 8,7 g eines hellgelben Öls. Dieses Produkt wurde ohne weitere Reinigung für die Acryloylierung verwendet.

¹H-NMR (200 MHz, CDCl₃): δ 3,75 (t, J = 6,0 Hz, 2H, -CH₂OH), 2,61 (m, 6H, -CH₂CH₂S-), 2,09 (s, 3H, CH₃S-), 1,86 (m, 4H, -CH₂CH₂CH₂-), 1,69 (s, 1H, -CH₂OH); IR (neat): 1435, 1257, 1024 cm^–1.

BEISPIEL 24
Synthese von 4,8-Dithianonylacrylat
Es wurde ein Verfahren durchgeführt, das ähnlich zu der in Beispiel 18 beschriebenen Herstellung ist. Die Verbindung 4,8-Diathiononanol (8,65 g, 48,0 mmol), Triethylamin (7,3 g, 72,0 mmol) und Acryloylchlorid (8,7 g, 96,1 mmol) wurden umgesetzt, um 4,8-Diathianonylacrylat als gelbes Öl (8,3 g) zu erhalten und ohne weitere Reinigung verwendet.

¹H-NMR (200 MHz, CDCl₃): δ 6,48 (dd, J₁ = 15,7 Hz, J₂ = 1,6 Hz, 1H, olefinisch), 6,13 (m, 1H, olefinisch), 5,82 (d, J = 9,1 Hz, 1H, olefinisch), 4,25 (t, J = 6,3 Hz, 2H, -CH₂CH₂O-), 2,61 (m, 6H, -CH₂CH₂S-), 2,09 (s, 3H, CH₃S-), 1,92 (m, 4H, -CH₂CH₂CH₂-); IR (neat): 1729, 1635, 1407, 1267, 1190 cm^–1.

BEISPIEL 25
Synthese von Methyl-3-(acryloyloxy)propylsulfid (25)
Für die Herstellung der Verbindung 25 wurde ein Verfahren verwendet, das ähnlich zu der in Beispiel 19 beschriebenen Herstellung ist.
Die Verbindung 4,8-Dithianonylacrylat (4,86 g, 20,7 mmol) und mCPBA (9,34 g, 41,4 mmol) wurden wie in Beispiel 18 beschrieben umgesetzt. Das Rohprodukt wurde als klares Öl erhalten, das mittels Säulenchromatographie (Kieselgel, 20 Gew.-% Aceton/Ether, 50 Gew.-% Aceton/Ether, Aceton) gereinigt wurde, um ein farbloses Öl zu liefern, das nach Stehenlassen in einem Kühlschrank fest wurde (3,4 g, 27 Gew.-% über drei Stufen aus 5), wodurch die Verbindung 25, Methyl-3-(acryloyloxy)propylsulfid, erhalten wurde.

¹H-NMR (200 MHz, CDCl₃): δ 6,40 (dd, J₁ = 16,9 Hz, J₂ = 1,6 Hz, 1H, olefinisch), 6,08 (dd, J₁ = 16,9 Hz, J₂ = 10,4 Hz, 1H, olefinisch), 5,83 (dd, J₁ = 10,4 Hz, J₂ = 1,6 Hz, 1H, olefinisch), 4,27 (t, J = 6,4 Hz, 2H, -CH₂CH₂O-), 2,82 (m, 6H, -CH₂CH₂SO-), 2,58 (s, 3H, CH₃SO-), 2,33 (m, 2H, -CH₂CH₂CH₂SO-), 2,15 (m, 2H, -CH₂CH₂CH₂SO-); IR (neat): 1715, 1411, 1297, 1204 cm^–1; HRMS: berechn. für C₁₀H₁₈O₄S₂ 266,064653, gefunden 266,063869.

Claims

Biokompatibles Hydrogel, das für die Verwendung in weichen Kontaktlinsen geeignet ist, umfassend ein Sulfoxidmonomer, das mit einem hydrophilen oder hydrophoben copolymerisierenden Material, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus einem Acrylamid, Methacrylamid, Acrylat, Methacrylat, Siloxan, Vinyl und einem Derivat davon, vorliegend in einer Konzentration von etwa 1 bis etwa 99 Gew.-%, copolymerisiert ist.
Hydrogel nach Anspruch 1, wobei das Sulfoxidmonomer
ist.
Hydrogel nach Anspruch 1 oder 2, wobei das copolymerisierende Material das Derivat N-Vinylpyrrolidon, Hydroxyethylmethacrylat, Methylmethacrylat, Methacrylsäure, Glycerolmethacrylat, 1,2-Dihydroxypropylmethacrylat oder N,N-Dimethylacrylamid ist.
Hydrogel nach Anspruch 3, wobei das copolymerisierende Material Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) ist.
Hydrogel nach Anspruch 3, wobei das copolymerisierende Material Hydroxyethylmethacrylat copolymerisiert mit Sulfoxid ist, vorliegend in einer Konzentration von etwa 1 bis etwa 99 Gew.-%.
Hydrogel nach Anspruch 3, wobei das copolymerisierende Material Hydroxyethylmethacrylatsulfid, vorliegend in einer Konzentration von etwa 1 bis etwa 99 Gew.-%, ist.
Hydrogel nach Anspruch 3, wobei das copolymerisierende Material Hydroxyethylmethacrylatsulfon, vorliegend in einer Konzentration von etwa 1 bis etwa 99 Gew.-%, ist.
Hydrogel nach einem der Ansprüche 5 bis 7, wobei das Sulfoxid in einer Konzentration von etwa 5 bis etwa 40 Gew.-% vorliegt.
Weiche Kontaktlinse, welche aus dem Hydrogel nach einem der Ansprüche 1 bis 8 hergestellt ist.
Linse nach Anspruch 9, wobei das Hydrogel etwa 10 bis etwa 40 Gew.-% Sulfoxid umfasst.
Verfahren zur Herstellung des biokompatiblen Hydrogels nach Anspruch 1, umfassend die folgenden Schritte: (a) Herstellen eines Sulfoxidmonomers; und (b) Copolymerisieren des Sulfoxidmonomers mit einem hydrophilen oder hydrophoben copolysierenden Material, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus einem Acrylamid, Methacrylamid, Acrylat, Methacrylat, Siloxan, Vinyl und einem Derivat davon, vorliegend in einer Konzentration von etwa 1 bis etwa 99 Gew.-%, in Gegenwart von Wasser und Ethylenglycoldimethacrylat.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei das Sulfoxidmonomer wie in Anspruch 2 definiert ist.
Verfahren nach Anspruch 11 oder 12, wobei in Schritt (b) zusätzlich ein Vernetzer und ein Inhibitor zugegeben werden.
Verfahren nach Anspruch 13, wobei das copolymerisierende Material N-Vinylpyrrolidon, Hydroxyethylmethacrylat, Methylmethacrylat, Methacrylsäure, Glycerolmethacrylat, 1,2-Dihydroxypropylmethacrylat oder N,N-Dimethylacrylamid ist.
Acrylamid-funktionalisierte Verbindung zur Verwendung bei der Herstellung des biokompatiblen Hydrogels nach Anspruch 1, wobei die Verbindung Methyl-3-(acryloyloxy)propylsulfoxid ist.