WO2006108202A1 - Polymerisierter formkörper - Google Patents

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WO2006108202A1
WO2006108202A1 PCT/AT2006/000143 AT2006000143W WO2006108202A1 WO 2006108202 A1 WO2006108202 A1 WO 2006108202A1 AT 2006000143 W AT2006000143 W AT 2006000143W WO 2006108202 A1 WO2006108202 A1 WO 2006108202A1
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bone
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Robert Liska
Monika Schuster
Jürgen STAMPFL
Heinrich Gruber
Franz Varga
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Technische Universität Wien
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    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B33—ADDITIVE MANUFACTURING TECHNOLOGY
    • B33Y—ADDITIVE MANUFACTURING, i.e. MANUFACTURING OF THREE-DIMENSIONAL [3-D] OBJECTS BY ADDITIVE DEPOSITION, ADDITIVE AGGLOMERATION OR ADDITIVE LAYERING, e.g. BY 3-D PRINTING, STEREOLITHOGRAPHY OR SELECTIVE LASER SINTERING
    • B33Y80/00—Products made by additive manufacturing

Definitions

  • the invention relates to radiation-curable, biocompatible and bioresorbable compositions and their use in molding processes for the production of polymeric bone replacement support materials.
  • a substance can be introduced, which generates pores during curing.
  • This can be a foaming agent, or even a solid such as sodium chloride or sugar, which can be subsequently dissolved out.
  • WO 98/20893 describes a process in which monomer mixtures are cured in the presence of sugar cubes in a silicone mold and the sugar is then dissolved out with water.
  • the pore size and the Internal geometry can be controlled only within certain statistical limits in such methods and it is thus not possible to generate defined cellular structures.
  • RP rapid prototyping
  • WO 03/002490 A2 claims biomaterials based on poly (propylene fumarate) which are photocrosslinkable with diethyl fumarate. From these mixtures, prefabricated implants can either be prepared by means of molding techniques, or they are used as injectable formulations which are cured in vivo by photopolymerization.
  • the system poly (propylene fumarate) / diethyl fumarate has also been used in a stereolithographic process.
  • the production succeeded a prototype molding, which was not porous.
  • the mechanical stability of the moldings with a modulus of elasticity of about 200 MPa does not meet the mechanical material requirements for bone replacement materials, since a natural bone has a modulus of elasticity of about 2000 MPa.
  • a general disadvantage of these aliphatic polyesters based on glycolic acids or lactones is that the bonds are relatively hydrolysis-labile, i. that they are broken down relatively quickly in an aqueous environment.
  • the degradation proceeds hydrolytically and is not controllable by the autocatalytic nature.
  • the bone substitute disintegrates faster than new bone tissue can be formed.
  • high acid concentrations can occur, creating a milieu, which can lead to uncontrolled cell death and thus to necrotic tissue changes.
  • purely enzymatic degradation would be preferable, i. With a biomaterial that promotes growth of bone cells (osteoconductive), and thus also enzymes are formed by these cells, which degrade the polymer. In this way, the body's cells can effectively control the degradation of the implanted plastic. Polymers which are built up over hydrolytically more stable amide bonds are generally better suited.
  • hydrogels based on gelatin and polyethylene glycol are known as biomaterials obtained by radical copolymerization of Jeffamin-bis-methacrylamides and methacrylamide-substituted gelatin (Zimmermann, J .; Bittner, K., Stark, B .; Mülhaupt, R. Biomaterials; 2002; 23; 2127-2134). These hydrogels are characterized by good cell adhesion and proliferation.
  • Redox initiators or photoinitiators at temperatures below 4O 0 C cured Redox initiators or photoinitiators at temperatures below 4O 0 C cured.
  • WO 1998/55161 A1 describes materials for wound dressings based on crosslinked methacryl-modified gelatin, or copolymers thereof, with methacryl-modified polysaccharides (for example dextran or xanthan).
  • methacryl-modified polysaccharides for example dextran or xanthan.
  • these hydrogel films are soft materials which must have good absorbency for aqueous media, as this is a prerequisite for wound dressings and dressings.
  • biocompatible protein fibers and crosslinked fibers or fabrics for medical applications described which may optionally contain living cells.
  • the fibers are produced on the basis of polymerizable derivatives of proteins, for example elastin, collagen or gelatin or polymerizable derivatives of peptide sequences which are characteristic of these proteins.
  • the fibers are produced by electrospinning, with photochemical crosslinking subsequently taking place via the polymerizable groups with the aid of photoinitiators.
  • water-soluble polymers polyethylene oxide
  • E moduli in the range of 8 to 12 MPa are given for collagen PEO fibers.
  • WO 1991/08242 A1 describes graft copolymers obtained by grafting mixtures of peptides, proteins, vinyl monomers and crosslinkers onto insoluble finished polymers, e.g. Cellophane or polyethylene terephthalate be prepared by gamma radiation. This procedure results in flexible films with a biocompatible surface, from which implants for the blood vessel replacement can be made.
  • the object of the invention is to provide a radiation-curable composition which can be used by means of rapid prototyping for the production of any - especially cellular or porous - moldings with high mechanical strengths, similar to those of natural bones, and which are bioresorbable Support materials can be used for bone replacement.
  • the compositions must be liquid, biocompatible, non-toxic, and highly reactive.
  • the polymer formed in the RP method must also contain structural elements which ensure good adhesion of osteoblasts, ie bone-forming cells.
  • sufficient hydrolytic stability is required in order for the bone cell-induced enzymatic degradation to proceed preferentially.
  • the invention relates to a composition curable by polymerization with a) 10-80% by weight of a reactive diluent based on acrylic acid or methacrylic acid derivatives, b) 10-50% by weight of a liquid or in the formulation ( the composition) of soluble monomer of the general formula
  • R 2 H or -CH 3
  • radicals Y independently of one another represent hydrogen, -CH 3 , -CH 2 -CH (CH 3 ) 2 ,
  • the composition is a UV or visible light curable (polymerizable) composition containing as component b) 10-50% by weight of a liquid or formulation-soluble monomer of the general formula
  • n is an integer between 1 and 100
  • R 2 H or -CH 3
  • Z 1 is -O- (CH 2) x -C0-, -0- (CH 2 -CH 2 -0.)
  • R 1 is hydrogen or R 1 together with Y is the radical - (CH 2 ) 3 or -CH 2 -CH (OX) -CH 2 -, in which X has the above meaning,
  • R 2 H or -CH 3
  • the composition contains 0-60% of a filler or solvent.
  • acrylic or methacrylic esters and amides or mixtures thereof for example acrylic acid, methacrylic acid, hydroxyethyl acrylate, hexanediol diacrylate, polyethylene glycol diacrylates, pentaerythritol triacrylate, dimethylacrylamide, diethylacrylamide, polylactic acid block polyethylene glycol block polylactic acid diacrylate.
  • liquid derivatives such as N, N
  • the monomers listed under b) are special (meth) acryloylated amino acids, peptides or proteins. These can be substituted according to the invention at one or both terminal groups and / or laterally on correspondingly reactive amino acid units, such as lysine, serine, tyrosine, aspartic acid or glutamic acid residues.
  • Such monomers are known from the literature (E. Schacht, WO 98/55161, 1998) (Zimmermann, J .; Bittner, K., Stark, B .; Mülhaupt, R.
  • Biomaterials; 2002; 23; 2127-2134) but can also be prepared by reacting peptides with reactive (meth) acrylic acid derivatives, such as (meth) acryloyl chloride, anhydride or glycidyl ester.
  • reactive (meth) acrylic acid derivatives such as (meth) acryloyl chloride, anhydride or glycidyl ester.
  • peptides mixtures which are obtained by hydrolysis of naturally occurring proteins, such as gelatin, keratin, fibrin or casein, but also peptide mixtures obtained from rice, soy, wheat, potato, hen's egg, meat or fish can be used for these reactions .
  • Preference according to the invention is given to (meth) acryloylated peptides which contain collagen-specific amino acid building blocks (for example glycine, arginine, aspartic acid, glutamic acid, alanine, proline, hydroxylysine or hydroxyproline) and (meth) acryloylated gelatin hydrolysates having molecular weights of up to 10,000 ,
  • collagen-specific amino acid building blocks for example glycine, arginine, aspartic acid, glutamic acid, alanine, proline, hydroxylysine or hydroxyproline
  • acryloylated gelatin hydrolysates having molecular weights of up to 10,000
  • the polymerizable (meth) acryloyl radicals can also be bonded to the peptide via a spacer.
  • Corresponding reaction reagents are: 12-Methacryloyloxydodekanklad, mono (14-methyl-13-oxo-3,6,9, 12-tetraoxapentadek-14-en-l-yl) butane-1, 4-diacid esters (EP 324 455 A2 ) or commercially available acryloxy-polyethylene glycol-N-hydroxysuccinimides.
  • Suitable photoinitiators are all radical-forming type I and type II initiators (compare "Photoinitiators for free radical polymerization" by J. Crivello and K. Dietliker, Wiley / SITA London). Examples of these are benzil ketals, benzoins, hydroxyalkylphenones, aminoalkylphenones, acylphosphine oxides, bisacylphosphine oxides, titanocenes.
  • Type II initiators such as benzophenones, diketones, thioxanthones and ketocoumarins are used with suitable coinitiators. These are mostly tertiary amines such as 4-
  • DMAB Dimethylaminobenzoic acid ethyl ester
  • camphorquinone / DMAB 2-hydroxy-1- [4- (2-hydroxyethoxy) phenyl] -2-methyl-1-propanone (Irgacure 2959) or phenylbis (2,4,6-trimethylbenzoyl) phosphine oxide ( Irgacure 819).
  • Fillers which can be used are all known biocompatible and bioinert organic polymers or inorganic materials. These may be soluble or dispersed in the liquid monomer mixture in the form of powders, fibers and the like. Examples of these are polyvinylpyrrolidone, polyvinyl alcohol, casein, keratin, gelatin, cellulose esters and ethers, chitosan, starch derivatives, hyaluronic acid derivatives, poly- ⁇ -hydroxy acid-based polyesters, poly- ⁇ -caprolactone, polypropylene fumarates, polycarbonates, polyanhydrides, polyphosphazenes, aluminum oxide, Zirconia, or Ti, (Ta, Nb) Alloys. Especially preferred according to the invention are hydroxyapatite, tricalcium phosphate, bone meal, algipore, polyethylene glycol, polyesters based on lactic acid and glycolic acid, keratin fibers, and fibrin glue.
  • the present invention relates to the use of the composition for the preparation of polymers or the process for the preparation of the polymers by polymerization of the composition.
  • thermal or photoinitiators can be used for polymerization.
  • the polymer is preferably a shaped body which is shaped in particular either by polymerization of the composition in a mold or by rapid prototyping (lithographic or stereolithographic rapid prototyping).
  • the constituents of the composition are preferably dissolved in organic solvents, with a water content of ⁇ 10%, preferably ⁇ 1%, most preferably ⁇ 0.1% (in% by weight, and, possibly, a fluid constituent may also occur as solvent ).
  • the present invention relates to moldings consisting of the polymerized composition having an E-modulus greater than 500 MPa.
  • Such a molded article is obtainable by the described method.
  • the shaped body preferably has an E-modulus greater than 500 MPa, preferably greater than 1000 MPa, in particular greater than 1500 MPa, especially preferably greater than 2000 MPa, most preferably greater than 5000 MPa or greater than 10000 MPa.
  • the modulus of elasticity (also: Young's modulus) is a material characteristic value from materials engineering that describes the relationship between stress and strain in the deformation of a solid body with linear elastic behavior.
  • the modulus of elasticity is abbreviated to modulus of elasticity.
  • the amount of elastic modulus is greater, the more resistance a material opposes to its deformation. Thus, a high modulus material is stiff, a low modulus material is compliant.
  • the modulus of elasticity is defined as the slope of the graph in the stress-strain diagram at uniaxial loading within the linear elasticity range.
  • the composition is responsible for the hardness, which is preferably absorbed in anhydrous organic solvents - since there is no water-related swelling or shrinkage.
  • the composition In the polymerization of the selected components of the composition, it also does not water. (Moisture may be tolerated to a small extent depending on the hardness to be achieved.)
  • the composition has ⁇ 10%, preferably ⁇ 1%, most preferably ⁇ 0.1% of water (in% by weight).
  • the components b) are not water-soluble (at most heterogeneously dispersible) but are soluble (homogeneously) in organic solvents.
  • Macromolecular structures as described by Anseth (Biomaterials 2003: 2485) or published in EP 1 142 596 A1 achieve only a modulus of 500 MPa.
  • Bismethacrylates of a polyorthoester have only a modulus of about 40 MPa (Kellomaki, M., Heller, J .; Tormala, P. Processing and properties of two different poly (ortho esters); Journal of Materials Science: Materials in Medicine (2000) 8-17 MPa (Cohn, D .; Hotovely-Salomon, A. Biodegradable multiblock PEO / PLA thermoplastic elastomers: molecular design and properties, polymer (II), 11 (6), 345-355), PEG-lactide bismethacrylate. 2005), 46 (7), 2068-2075).
  • the present invention now provides compositions which polymerize to much cheaper moldings (see Examples, below).
  • the surface of the shaped body is modified.
  • the formulation contains, for example, methacrylic anhydride
  • the surface can easily be modified by means of aminolysis. Suitable substances that are thus accessible are added (from the composition) or alternatively, are peptides that improve the adhesion of osteoblasts or precursors of osteoblasts. These include peptides with RGD sequences, preferably collagen I or collagen IV-like peptides.
  • the surface is preferably modified by covalently bonded proteins, peptides, amino acids or oligonucleotides.
  • the shaped body has a cellular or porous structure.
  • the cells have a wall thickness or pore size of 150-500 microns, in particular by 200 microns.
  • 200 ⁇ m corresponds to the average striae diameter of trabecular bone.
  • Pore diameters of between 150 ⁇ m to 500 ⁇ m, in particular 350 to 500 ⁇ m, are optimal for the attachment of osteoblasts.
  • This can be effected by specific forms in which the composition is polymerized, in particular those forms which consist of soluble materials, after which, after dissolution in a suitable solvent, the molding remains (molding).
  • such a structure can be constructed by means of the rapid prototyping method.
  • the solid shaped body is built up layer by layer from a solution or fluid composition of the starting materials (monomers), e.g. by slightly raising a lifting plate in a container with the starting composition from the bottom and light from below (a specific image of the respective layer to be polymerized) being radiated through the light (or UV) permeable bottom of the container, whereby at the illuminated areas the composition polymerizes. By further raising the plate and illuminating the next layer is built up, etc.
  • the advantage of the rapid prototyping method is that a targeted geometry of the shaped article can be made which is precisely adapted to medical needs, e.g. For example, after the removal of a bone tumor, the bone hole can be precisely measured (tomography) and then an exactly matching shaped body can be produced by means of the imaging method.
  • Salt leachincr NaCl particles and polymer are mixed in solution. The solvent is evaporated, the polymer over
  • Fiber Bonding Polyglycolic acid (PGA) fibers are immersed in a solution of polylactic acid (PLA). The solvent is evaporated and the resulting network is heated above the melting point of PGA (network fused), PLA is dissolved and the
  • 3D - printinc ⁇ with porogen PGA, PLA powder with NaCl, w.o., 95%
  • the shaped body is preferably modified by bound proteins, peptides, amino acids or oligonucleotides.
  • these are bone morphogenic proteins (BMP), cytokines, growth factors (e.g., TGF- ⁇ , PTH), cell differentiation factors, collagens or collagen fragments, preferably BMPs and collagens, especially type II collagen.
  • BMPs are known from the literature, in particular BMP-I (US 5,108,922), BMP-2 and BMP-3 (US 5,116,738 and US 5,013,649), BMP-4 (US 5,013,649), BMP-5 (US 5,106,748), BMP-6 ( US 5,187,076) and BMP-7 (US 5,108,753).
  • nucleic acids or oligonucleotides which promote bone growth are disclosed, for example, in EP 741 785. These proteins or oligonucleotides may also be administered separately in the medical application. Preferably, the surface is modified by hydroxyapatite coating.
  • the present invention relates to moldings for medical use, in particular as a bone substitute or bone replacement part, in particular as an implant. This is especially for the treatment of Bone damage, such as tumor-related Knochenaushöhlungen, beneficial.
  • the moldings are degradable after a certain time, which, without being limited to any particular theory, is caused by slow water penetration into the polymer.
  • the invention also relates to the use of a shaped body according to the invention for the production of an implant for the treatment of bone damage.
  • compositions of the invention which can be used by the rapid prototyping method for the production of mechanically stable bone substitute materials and compared with polymers of the prior art.
  • Methacylic anhydride MSA
  • GMl Methacylic anhydride
  • GM2 Methacylic anhydride
  • GM3 Methacylic anhydride
  • DS The average degree of substitution (DS) of methacryloyl-substituted lysine units was determined by NMR:
  • GMl 1.03 g yellow solid
  • DS 5% GM2: 1.27 g yellow oil
  • DS 47% GM3: 1.18 g yellow oil
  • DS 52%
  • Diethylene glycol or polyethylene glycol 400 were stirred overnight with CaCl 2 and filtered off. Methacrylic acid chloride was freshly distilled before use.
  • the mixtures were poured into a silicone mold and cured under nitrogen atmosphere on a UV system.
  • the resulting test pieces were extracted to remove residual monomer with organic solvents and water in an ultrasonic bath.
  • the extracted polymer forms were sterilized by irradiation with UV light.
  • osteoblast-like cells called MC3T3-E1 were used.
  • the adherent cells were first detached from each other with pronase and from the bottom of the Petri dish. They were then mixed with freshly prepared nutrient medium and distributed evenly on the individual test specimens in the multiwell.
  • the nutrient medium consisted of commercially available Dulbecco's Modified Eagle's Medium (DMEM, which originally contained 1000 mg / l glucose and was supplemented with further glucose up to a concentration of 4500 mg / l) supplemented with 10% FCS (fetal cow serum). , 30 ⁇ g / ml gentamycin (broad spectrum antibiotic), L-glutamine and ascorbic acid.
  • DMEM Dulbecco's Modified Eagle's Medium
  • FCS fetal cow serum
  • FCS fetal cow serum
  • the multiwell with the cells was incubated at 37 ° C. Using a microscope, it was possible to observe whether the cells can survive and adhere. If live cells were present after 2 weeks of culture, they were fixed with a solution of 4% paraformaldehyde and 0.5% Triton in PBS, washed several times with PBS buffer 7 and with a solution of 4, 6-diamidino-2-phenylindole (DAPI, 5 ⁇ g / ml) in PBS buffer 7 .
  • DAPI 4, 6-diamidino-2-phenylindole
  • Biodegradability studies were performed at 37 ° C. in PBS buffer at a pH of 7.0.
  • the PBS buffer was changed every 12 hours in the first week, then every 3 days to keep the pH constant. Samples were taken after 1, 3, 7, 21 and 30 days.
  • the mechanical stiffness of the materials was determined by determining the modulus of elasticity by means of dynamic mechanical Analysis determined. Corresponding values for the modulus of elasticity are given in the following table:
  • formulations 6 to 9 according to the invention were able to achieve substantially higher and permanent stiffness values and, at the same time, excellent cell adhesion in comparison to known polymers 1-4 prepared according to the prior art.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft polymerisierbare Zusammensetzungen umfassend 10-80 Gew.-% eines reaktiven Verdünners auf Basis von Acrylsäure- bzw. Methacrylsäure-Derivaten, und 10-50 Gew.-% eines flüssigen bzw. in der Formulierung löslichen Monomers der angegebenen chemischen Formel, die Aminosäure-Reste bzw. Peptid-Sequenzen enthalten kann, insbesondere auch solche, die für Kollagen spezifisch sind. Diese Strukturelemente ermöglichen den enzymatischen Abbau der Polymerisate der Zusammensetzung.

Description

Polymerisierter Formkörper
Die Erfindung betrifft mit Strahlung härtbare, biokompatible und bioresorbierbare Zusammensetzungen und deren Verwendung in formgebenden Verfahren zur Herstellung von polymeren Stützmaterialien für den Knochenersatz.
Zur Heilung von Knochenbrüchen werden seit längerer Zeit Metallimplantate in Form von Schrauben, Stiften, Nägeln oder Platten eingesetzt, mit dem Nachteil, dass eine zweite Operation zur Entfernung der Fixierungsteile notwendig ist. Später wurden zur Fixierung von Knochenbrüchen auch Schrauben, Stifte und Nägel aus Polyglycolsäure, Polymilchsäure und deren Copolymeren eingeführt, einerseits wegen den mechanischen Eigenschaften, die denen von Knochen nahe kommen, andererseits, weil diese Implantate im Körper abgebaut werden und somit eine zweite Operation ersparen.
Im Fall von Knochentumoren, die entfernt werden müssen, bleibt oft ein größerer Defekt zurück, der ausgefüllt werden muss. Dafür ist ein Material erforderlich, das für kurze Zeit als Stütze dient, solange der Organismus braucht, um den Knochen wieder aufzubauen. Das Material soll also den natürlichen Heilungsprozess unterstützen und nach einer gewissen Zeit vollständig vom Körper resorbiert werden. Dazu muss das Material nicht nur biokompatibel und bioabbaubar sein, sondern auch optimal für die Anhaftung und Proliferation von Knochenzellen (Osteoblasten) geeignet sein. Außerdem soll ein solches Ersatzmaterial einen ähnlichen Aufbau wie natürliche Knochen haben, also möglichst ein poröses, zellular aufgebautes Kompositmaterial sein.
Um die poröse Struktur von Knochen zu erzeugen gibt es zwei prinzipielle Möglichkeiten. Einerseits kann in eine flüssige Monomerformulierung eine Substanz eingebracht werden, die beim Aushärten Poren erzeugt. Das kann ein Schäumungsmittel sein, oder auch ein Feststoff wie Natriumchlorid oder Zucker, der nachträglich herausgelöst werden kann.
Beispielsweise wird in der WO 98/20893 ein Verfahren beschrieben, bei dem in einer Silikonform Monomergemische in Gegenwart von Zuckerwürfeln ausgehärtet werden und anschließend der Zucker mit Wasser herausgelöst wird. Die Porengröße und die innere Geometrie können bei solchen Verfahren nur innerhalb bestimmter statistischer Grenzen kontrolliert werden und es ist damit nicht möglich, definierte zellulare Strukturen zu erzeugen.
Besser geeignet zur Herstellung von Implantaten ist das Rapid-Prototyping (RP) -Verfahren, bei dem durch schichtweise Photopolymerisation einer Monomerformulierung die gewünschte zellulare 3D-Struktur „nach Maß" angefertigt werden kann. Dabei können nicht nur beliebig unregelmäßige Formen - wie sie bei Knochendefekten gewöhnlich auftreten - hergestellt werden, sondern es sind damit auch Auflösungen im Bereich der Porendurchmesser von Knochen (100-500 μm) erreichbar. Übliche Biopolymere, die bereits in medizinischer Verwendung sind, wie beispielsweise PoIy (α-hydroxysäuren) , können jedoch nicht mittels RP-Verfahren hergestellt werden, da sie nicht aus photopolymerisierbaren Monomeren zugänglich sind. Photovernetzbare Formulierungen, die zu bioabbaubaren und bioverträglichen Polymeren führen, sind vereinzelt in der Literatur beschrieben.
In der WO 03/002490 A2 werden Biomaterialien auf Basis von PoIy (propylenfumarat ) beansprucht, die mit Diethylfumarat photovernetzbar sind. Aus diesen Gemischen können entweder mit Hilfe von Abformtechniken vorgefertigte Implantate hergestellt werden, oder sie werden als injizierbare Formulierungen eingesetzt, die in vivo durch Photopolymerisation ausgehärtet werden.
Da diese Formulierungen immer bereits ein vorgefertigtes Polymer - nämlich PoIy (propylenfumarat) - enthalten, ist die Einstellung der geeigneten Viskosität nur über hohe Anteile von Diethylfumarat möglich, was aber zu schwach vernetzten und damit mechanisch nicht sehr stabilen Formkörpern führt. Auch ist dadurch die gezielte Herstellung von porösen Strukturen nicht möglich, außerdem ist der Temperaturanstieg durch die Photopolymerisation beim in vivo-Einsatz problematisch.
Das System PoIy (propylenfumarat) /Diethylfumarat wurde auch schon in einem stereolithographischen Verfahren verwendet. (M. Cooke, J. P. Fisher, D. Dean, C. Rimnac, A. Mikos, Journal of Biomedical Materials Research - Part B Applied Biomaterials, v 64, n 2, Feb 15, 2003, p 65-69) . Dabei gelang die Herstellung eines Prototyp-Formkörpers, der allerdings nicht porös war. Auch die mechanische Stabilität der Formkörper mit einem Elastizitätsmodul von ca. 200 MPa entspricht nicht den mechanischen Materialanforderungen für Knochenersatzmaterialien, da ein natürlicher Knochen einen Elastizitätsmodul von über 2000 MPa aufweist. Von den Autoren wird auch hier auf die Problematik der Viskosität der Polymer/Monomer-Mischung hingewiesen, die dazu führt, dass die erhaltenen Formkörper nicht genau dem CAD-Modell entsprechen. Hohe Anteile an Diethylfumarat reduzieren die Viskosität, inhibieren aber die Vernetzung, Geringe Anteile führen zu starker Vernetzung, was aber wieder mit einer Verminderung der Bioresorbierbarkeit erkauft wird. Somit ist mit diesem System eine genaue Kontrolle der äußeren und inneren Morphologie der Implantate auch mittels Stereolithographie nur sehr eingeschränkt möglich. Ein weiteres Problem ist die bekannt geringe Polymerisationsgeschwindigkeit von Fumaraten.
W. Matsuda et. al (T. Matsuda, M. Mizutani, , S. Arnold, Macromolecules 2000, 33.795-800, M. Mizutani, T. Matsuda, Journal of Biomedical Materials Research, v 61, n 1, 2002, p 53-60) befassten sich mit photohärtbaren bioabbaubaren Polymeren auf Basis von PoIy ( ε-caprolacton-co-trimethylencarbonat ) . Dabei wurden durch ringöffnende Copolymerisation von ε-Caprolacton mit Trimethylencarbonat verzweigte aliphatische Polyester hergestellt, in welche anschließend Coumarin-Endgruppen eingeführt wurden. Bei Bestrahlung mit UV-Licht kommt es durch Photodimerisierung der Endgruppen zur Vernetzung der Polyester. Neben den hier ebenfalls auftretenden Problemen bei der Viskositätseinstellung erfolgt hierbei die Vernetzung nur über die Endgruppen. Dies führt nicht nur zu sehr geringen Vernetzungsgeschwindigkeiten, sondern man erhält mit diesen Polymeren nur geringe Vernetzungsdichten, was sich ungünstig auf die mechanischen Eigenschaften der Formkörper auswirkt, wie die geringen Elastizitätsmoduli von maximal 40 MPa zeigen.
Durch Einführung von Acrylat-Endgruppen in dieselben verzweigten Polyester konnte zwar die
Polymerisationsgeschwindigkeit erhöht werden, die anderen erwähnten Probleme werden dadurch aber nicht beseitigt, (M. Mizutani, T. Matsuda, Journal of Biomedical Materials Research, 62, 2002, S.387, T. Matsuda, M. Mizutani Journal of Biomedical Materials Research, 62, 2002, S.395).
In der US 6 083 524 werden Acrylat-terminierte Makromonomere mit einem zentralen Polyethylenglykol-Segment, das durch Blöcke aus PoIy (milchsäure) bzw. PoIy (glykolsäure) erweitert ist, beansprucht. Daraus wurden durch Photopolymerisation bioabbaubare Hydrogele hergestellt. Neben der geringen mechanischen Festigkeit ist hier insbesondere die schlechte Zellhaftung nachteilig. Dies wird auf den hohen Polyethylenglykol-Anteil mit seiner bekannten Resistenz gegenüber Proteinadsorption und Zelladhäsion zurückgeführt (Sawhney, A. S.; Pathak, CP. ; Hubbell, J.A. Macromolecules; 1993; 26; 581-587) . Ähnliche Makromonomere mit einer zentralen Diethylenglykol-Einheit und Blöcken aus Oligo (milchsäure) bzw. Oligo (caprolacton) ergaben Materialien mit etwas besserer Haftung von Osteoblasten (Davis, K.A. ; Burdick, J.A.; Anseth, K. S. Biomaterials; 2003; 24; 2485-2495). In beiden Fällen sind die hochviskosen bzw. festen Monomere jedoch nicht für Rapid-Prototyping-Verfahren einsetzbar.
Ein genereller Nachteil von diesen aliphatischen Polyestern auf Basis von Glykolsäuren bzw. Lactonen ist, dass die Bindungen relativ hydrolyselabil sind, d.h. dass sie im wässrigen Milieu verhältnismäßig schnell abgebaut werden. Der Abbau verläuft hydrolytisch und ist durch den autokatalytischen Charakter nicht kontrollierbar. Weiters zerfällt der Knochenersatz schneller, als neues Knochengewebe gebildet werden kann. Zudem können hohe Säurekonzentrationen auftreten, wodurch ein Milieu entsteht, welches zu unkontrolliertem Zelltod und damit zu nekrotischen Gewebsveränderungen führen kann. Demgegenüber wäre ein rein enzymatischer Abbau vorzuziehen, d.h. mit einem Biomaterial, das wachstumsfördernd für Knochenzellen wirkt (osteokonduktiv) , und damit auch von diesen Zellen Enzyme gebildet werden, die das Polymer abbauen. Auf diese Weise können die körpereigenen Zellen gewissermaßen den Abbau des implantierten Kunststoffes steuern. Polymere, die über hydrolytisch beständigere Amid-Bindungen aufgebaut sind, eignen sich grundsätzlich besser.
So sind Hydrogele auf Basis von Gelatine und Polyethylenglykol als Biomaterialien bekannt, die durch radikalische Copolymerisation von Jeffamin-bis-methacrylamiden und Methacrylamid-substituierter Gelatine hergestellt werden (Zimmermann, J.; Bittner, K.; Stark, B.; Mülhaupt, R. Biomaterials; 2002; 23; 2127-2134) . Diese Hydrogele zeichnen sich durch gute Zelladhäsion und -proliferation aus. Bedingt durch die verwendeten polymeren Bausteine (z.B. Jeffamin-Bismethacyrylamide mit Mn ca. 2000, Gelatine mit Mn ca. 3000) sind die mechanischen Festigkeiten dieser Hydrogele allerdings sehr gering, die Module liegen je nach Wassergehalt der Gele im Bereich von 240 bis 480 kPa, sind also um Größenordnungen geringer als bei Knocheneratzmaterialen gefordert wird. Außerdem sind diese viskosen Formulierungen nur wasserlöslich und für Rapid- Prototyping-Verfahren nicht geeignet.
Spezielle Hydrogel-Zusammensetzungen sind in der EP 1 142 596 Al für die Herstellung von therapeutisch aktiven Implantaten beansprucht, die aus vernetzbaren Präpolymeren (Makromeren) und biologisch aktiven Peptiden oder Proteinen bestehen. Als gegebenenfalls enthaltene weitere Zusatzstoffe werden anorganische Materialien und/oder Vinylmonomere angeführt. Entscheidend für die Anwendung ist die richtige Viskosität der Mischung, damit sie von Hand, mittels Injektionsspritzen oder sonstigen chirurgischen Instrumenten, verformbar ist. Zu diesem Zweck werden aus flexiblen aliphatischen Hauptketten aufgebaute Präpolymere eingesetzt, die nach der Auspolymerisation weitmaschige Netzwerke aus Präpolymeren bilden. Nach der Formgebung wird die pastöse Masse in die entsprechende Defektstelle eingebracht und dort in situ mittels
Redoxinitiatoren oder Photoinitiatoren bei Temperaturen unterhalb 4O0C ausgehärtet.
In der WO 1998/55161 Al werden Materialien für Wundverbände auf Basis von vernetzter methacrylmodifizierter Gelatine, bzw. Copolymeren aus dieser, mit Methacryl-modifizierten Polysacchariden (z.B. Dextran oder Xanthan) beschrieben. Bei diesen Hydrogel-Filmen handelt es sich naturgemäß um weiche Materialien, die gute Saugfähigkeit für wässerige Medien aufweisen müssen, da dies bei Wundauflagen und Verbänden Voraussetzung ist.
In der US 2004/0110439 werden bioverträgliche Protein-Fasern und vernetzte Fasern bzw. Gewebe für medizinische Anwendungen beschrieben, die gegebenenfalls auch lebende Zellen enthalten können. Die Fasern werden auf Basis von polymerisierbaren Derivaten von Proteinen, beispielsweise Elastin, Kollagen oder Gelatine bzw. auch polymerisierbaren Derivaten von Peptidsequenzen, die für diese Proteine charakteristisch sind, hergestellt. Die Herstellung der Fasern erfolgt durch Elektrospinnen, wobei nachträglich eine photochemische Vernetzung über die polymerisierbaren Gruppen mit Hilfe von Photoinitiatoren erfolgt. Gegebenenfalls - wie z.B. beim Verspinnen von Collagen, werden noch wasserlösliche Polymere (Polyethylenoxid) zugesetzt. Durch diese Maßnahmen wird die mechanische Steifigkeit der Fasern erhöht, allerdings nur in relativ geringem Ausmaß. So werden beispielsweise für Collagen-PEO Fasern E-Moduli im Bereich von 8 bis 12 MPa angegeben.
In der WO 1991/08242 Al werden Pfropfcopolymere beschrieben, die durch Pfropfung von Gemischen aus Peptiden, Proteinen, Vinylmonomeren und Vernetzern auf unlösliche fertige Polymere, wie z.B. Cellophan oder Polyethylenterephthalat mittels Gammastrahlung hergestellt werden. Durch dieses Verfahren erhält man flexible Folien mit biokompatibler Oberfläche, aus denen Implantate für den Blutgefäßersatz hergestellt werden können.
Bessere mechanische Eigenschaften wurden mit Biomaterialien auf Lysinurethandimethacrylat-Basis erzielt, welche durch Photopolymerisation in Gegenwart von Calcium-Hydroxylapatit erhalten wurden (Müh, E.; Zimmermann, J.; Kneser, U.; Marquardt, J.; Mülhaupt, R.; Stark, B. Biomaterials; 2002; 23; 2849-2854). Diese Materialien weisen gute Zellverträglichkeit und -haftung auf, jedoch ist das Monomergemisch fest, kann nur in der Schmelze polymerisiert und daher auch nicht für Rapid-Prototyping- Verfahren eingesetzt werden. Die Herstellung von mechanisch stabilen Formkörpern, beliebigen geometrischen Formen und zellularen Strukturen ist damit nicht möglich.
Aufgabe der Erfindung ist es, eine strahlungshärtbare Zusammensetzung anzugeben, die mittels Rapid-Prototyping- Verfahren zur Herstellung von beliebigen - insbesondere auch zellularen bzw. porösen - Formkörpern mit hohen mechanischen Festigkeiten, ähnlich wie sie natürliche Knochen aufweisen, eingesetzt werden können und welche als bioresorbierbare Stützmaterialien für den Knochenersatz verwendet werden können. Hierzu müssen die Zusammensetzungen flüssig, biokompatibel, nicht toxisch, und hoch reaktiv sein. Das beim RP-Verfahren gebildete Polymer muss neben Biokompatibilität, Bioresorbierbarkeit, ausreichender mechanischer Stabilität, insbesondere auch Strukturelemente enthalten, die eine gute Haftung von Osteoblasten - also knochenbildenden Zellen - gewährleisten. Weiters ist ausreichende hydrolytische Stabilität erforderlich, damit der von den Knochenzellen induzierte enzymatische Abbau bevorzugt abläuft.
Es wurde nun gefunden, dass diese Aufgabe mit Hilfe einer flüssigen strahlungshärtbaren Formulierung gelöst werden kann, die neben reaktiven Verdünnern, Photoinitiatoren und Füllstoffen auch Monomere mit Aminosäure-Resten bzw. Peptid-Sequenzen enthält, insbesondere auch solche, die für Kollagen spezifisch sind. Diese Strukturelemente bewirken einerseits eine gute Anhaftung von Osteoblasten und andererseits wirken sie als Substrate für den enzymatischen Apparat der Zellen, wodurch verstärkt Enzyme gebildet werden, die das Polymer spalten. Damit verläuft die Bioresorption bevorzugt über einen enzymatischen Abbau.
Gegenstand der Erfindung ist eine durch Polymerisation aushärtbare Zusammensetzung mit a) 10-80 Gew.-% eines reaktiven Verdünners auf Basis von Acrylsäure- bzw. Methacrylsäure-Derivaten, b) 10-50 Gew.-% eines flüssigen bzw. in der Formulierung (der Zusammensetzung) löslichen Monomers der allgemeinen Formel
Figure imgf000008_0001
worin n eine ganze Zahl zwischen 1 und 100 ist, worin X für Wasserstoff oder R3 oder (C=O)-R3 mit R3 gleich einem linearen oder verzweigten Alkylrest mit 1-20 C-Atomen, der durch ein oder mehrere Sauerstoffatome oder Estergruppen unterbrochen sein kann, oder den Rest
-
Figure imgf000009_0001
mit R2 = H oder -CH3 steht,
worin Zi -O- (CH2) X-CO- , -O- (CH2-CH2. -O) X-CH2-CO-, -0- (CH2-CH2. -O) x- CO-CH2-CH2-CO-, -O- (CH2-CH2. -0) X-OC-CH=CH-CO- -0-CH2-CH (OH) -CH2-, oder -0-(CH2-CH2-O)X-CH2-CH(OH)-CH2- mit x = 1-20 bedeutet,
die Reste Y unabhängig voneinander für Wasserstoff, -CH3, -CH2- CH (CH3) 2,
-CH(CHs)-CH2-CH3, -CH2-COT, -CH2-CH2-COT, -CH2-OX, - (CH2) 4-NHX - (CH2) 3-NH-C(=NH) -NH2, -CH2SX, -CH(OX)-CH3, -CH2-CH2-S-CH3 , -CH2-C6H5, -CH2-C6H4-OX, -CH2-CONH2, -CH2-CH2-CONH2,
Figure imgf000009_0002
oder
stehen, worin X obige Bedeutung hat,
R1 Wasserstoff oder R3 oder (C=O)-R3 wobei R3 obige Bedeutung hat, oder R1 zusammen mit Y den Rest - (CH2) 3- oder -CH2-CH(OX)-CH2- bedeuten, worin X obige Bedeutung hat,
T für die Gruppe -OH oder OR3 oder den Rest
Figure imgf000009_0003
mit R2 = H oder -CH3 steht, worin Z2 -O- (CH2) X-O- , -O- (CH2-CH2. -O) x -, -0-CH2-CH(OH)-CH2-O-, oder -0-CH2-CH(OH)-CH2-O-(CH2-CH2-O)X- mit x = 1-20 ist,
mit der Maßgabe, dass mindestens ein Rest X, Y oder T die Gruppe
Figure imgf000010_0001
enthält .
In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Zusammensetzung eine mit UV- bzw. sichtbarem Licht aushärtbare (polymerisierbare) Zusammensetzung, enthaltend als Bestandteil b) 10 - 50 Gew.-% eines flüssigen bzw. in der Formulierung löslichen Monomers der allgemeinen Formel
Figure imgf000010_0002
worin n eine ganze Zahl zwischen 1 und 100 ist,
worin X für Wasserstoff, den Rest
-
Figure imgf000010_0003
mit R2 = H oder -CH3 steht,
worin Z1 -O- (CH2) x-C0- , -0- (CH2-CH2. -0) X-CH2-CO-, -0-CH2-CH(OH)- CH2-, oder -0-(CH2-CH2-O)X-CH2-CH(OH)-CH2- mit x = 1-20 bedeutet,
die Reste Y unabhängig voneinander für Wasserstoff, -CH3, -CH2- CH (CH3) 2, -CH ( CH3 ) -CH2-CH3 , -CH2-COT , -CH2-CH2-COT , -CH2-OX, - ( CH2 ) 4-NHX - (CH2 ) 3-NH-C (=NH) -NH2, -CH2SX, -CH ( OX) -CH3 , -CH2-CH2-S-CH3 , -CH2-C6H5, -CH2-C6H4-OX, -CH2-CONH2 , -CH2-CH2-CONH2 ,
Figure imgf000011_0001
oder
stehen, worin X obige Bedeutung hat,
R1 Wasserstoff oder R1 zusammen mit Y den Rest -(CH2) 3- oder -CH2-CH(OX)-CH2- bedeuten, worin X obige Bedeutung hat,
T für die Gruppe -OH oder den Rest
Figure imgf000011_0002
mit R2 = H oder -CH3 steht,
worin Z2 -0- (CH2) x-0- , -0- (CH2-CH2. -O) x -, -0-CH2-CH(OH)-CH2-O-, oder -0-CH2-CH(OH)-CH2-O-(CH2-CH2-O)X- mit x = 1-20 ist,
mit der Maßgabe, dass mindestens ein Rest X, Y oder T die Gruppe
Figure imgf000011_0003
enthält.
Bevorzugt enthält die Zusammensetzung 0 - 60% eines Füllstoffes oder Lösungsmittels.
Bevorzugt werden 0,01 - 5 Gew.-% mindestens eines Initiators, gegebenenfalls 0 - 5 Gew.-% eines Coinitiators und/oder auch 0 - 10 Gew.-% eines oder mehrerer Zusatzstoffe wie Stabilisatoren, UV Absorber, Viskostitätsmodifikatoren, Lösungsmittel zugefügt.
Als reaktive Verdünner können erfindungsgemäß alle bekannten mono-, di- aber auch mehrfachfunktionellen Acryl- bzw. Methacrylsäureester und -amide bzw. deren Gemische eingesetzt werden, beispielsweise Acrylsäure, Methacrylsäure, Hydroxyethylacrylat, Hexandioldiacrylat, Polyethylenglyokol- Diacrylate, Pentaerythrittriacrylat, Dimethylacrylamid, Diethylacrylamid, Polymilchsäure-block-polyethylenglykol-block- polymilchsäure-diacrylat .
Bevorzugt sind flüssige Derivate, wie z.B N, N-
Diisopropylacrylamid, Acrylsäure-2- (butylcarbamoyloxy) ethylester, Hydroxyethylmethacrylat, N,N-Diisobutylacrylamid, Acrylsäure (2- (2-ethoxy) ethoxy) ethylester, Polyethylenglycoldiacrylat, und Trimethylolpropantriacrylat .
Bei den unter b) angeführten Monomeren handelt es sich um spezielle (meth) acryloylierte Aminosäuren, Peptide oder Proteine. Diese können erfindungsgemäß an einer oder beiden endständigen Gruppen substituiert sein und/oder seitenständig an entsprechend reaktiven Aminosäure-Bausteinen, wie z.B. an Lysin-, Serin-, Tyrosin-, Asparaginsäure- oder Glutaminsäure-Resten. Solche Monomere sind aus der Literatur bekannt (E. Schacht; WO 98/55161, 1998) (Zimmermann, J.; Bittner, K.; Stark, B.; Mülhaupt, R. Biomaterials; 2002; 23; 2127-2134)), können aber auch durch Umsetzung von Peptiden mit reaktiven (Meth) acrylsäurederivaten, wie z.B. (Meth) acrylsäurechlorid, -anhydrid oder -glycidylester hergestellt werden. Als Peptide können für diese Umsetzungen auch Gemische eingesetzt werden, die durch Hydrolyse von natürlich vorkommenden Proteinen, wie Gelatine, Keratin, Fibrin oder Casein erhalten werden, aber auch aus Reis, Soja, Weizen, Kartoffel, Hühnerei, Fleisch oder Fisch gewonnene Peptid-Gemische . Erfindungsgemäß bevorzugt sind (meth) acryloylierte Peptide, die Kollagen-spezifische Aminosäure-Bausteine (beispielsweise Glycin, Arginin, Asparaginsäure, Glutaminsäure, Alanin, Prolin, Hydroxylysin oder Hydroxyprolin) enthalten, sowie (meth) acryloylierte Gelatin-Hydrolysate mit Molekulargewichten von bis zu 10.000. Erfindungsgemäß besonders bevorzugt sind (meth) acryloylierte Peptide mit Sequenzen, die spezielle Rezeptoren für Zellanhaftung besitzen (z.B. Arginin-Glycin- Asparaginsäure, sog. RGD Sequenz, vgl. Hern, D. L.; Hubbell, J.A. Journal of Biomedical Materials, Research Part A.; 1998; 39; 266- 276) .
Die polymersierbaren (Meth) acryloyl-Reste können erfindungsgemäß auch über einen spacer an das Peptid gebunden sein. Entsprechende Reagenzien für Umsetzung sind: 12- Methacryloyloxydodekansäureanhydrid, Mono (14-methyl-13-oxo- 3,6,9, 12-tetraoxapentadek-14-en-l-yl) butan-1, 4-disäureester (EP 324 455 A2) oder kommerziell erhältliche Acryloxy- Polyethylenglykol-N-hydroxysuccinimide .
Neben den klassischen thermischen Initiatoren sind besonders Photoinitiatoren bevorzugt. Als Photoinitiatoren sind alle radikalbildenden Typ I- und Typ II-Initiatoren geeignet (vgl. "Photoinitiators for free radical polymerization" by J. Crivello and K. Dietliker, Wiley/SITA London) . Beispiele hierfür sind Benzilketale, Benzoine, Hydroxalkylphenone, Aminoalkylphenone, Acylphosphinoxide, Bisacylphosphinoxide, Titanocene. Typ II- Initiatoren wie Benzophenone, Diketone, Thioxanthone sowie Ketocoumarine werden mit geeigneten Coinitiatoren eingesetzt. Dies sind meist tertiäre Amine wie 4-
Dimethylaminobenzoesäureethylester (DMAB) , Triethanolamin oder Dimethylethanolamin .
Erfindungsgemäß besonders geeignet sind Campherchinon/ DMAB, 2-Hydroxy-l- [4- (2-hydroxyethoxy) phenyl] -2-methyl-l-propanon (Irgacure 2959) oder Phenylbis (2, 4, 6-trimethylbenzoyl) - phosphinoxid (Irgacure 819) .
Als Füllstoffe können alle bekannten biokompatiblen und bioinerten organischen Polymere oder anorganischen Materialien eingesetzt werden. Diese können löslich sein oder in Form von Pulvern, Fasern und dergleichen in der flüssigen Monomermischung dispergiert werden. Beispiele sind hierfür Polyvinylpyrrolidon, Polyvinylalkohol, Casein, Keratin, Gelatine, Celluloseester und - ether, Chitosan, Stärkederivate, Hyaluronsäurederivate, Polyester auf Basis von Poly-α-Hydroxysäuren, Poly-ε-caprolacton, Polypropylenfumarate, Polycarbonate, Polyanhydride, Polyphosphazene, Aluminiumoxid, Zirkonoxid, oder Ti, (Ta, Nb) Legierungen. Erfindungsgemäß besonders bevorzugt sind Hydroxyapatit, Tricalciumphosphat, Knochenmehl, Algipor, Polyethylenglycol, Polyester auf Basis von Milchsäure und Glycolsäure, Keratinfasern, und Fibrinkleber.
In einem weiteren Aspekt betrifft die vorliegende Erfindung die Verwendung der Zusammensetzung zur Herstellung von Polymerisaten bzw. das Verfahren zur Herstellung der Polymerisate durch Polymerisation der Zusammensetzung. Zur Polymerisation können thermische oder Photoinitiatioren verwendet werden.
Bevorzugt ist das Polymerisat ein Formkörper, der insbesondere entweder durch Polymerisation der Zusammensetzung in einer Form oder durch „Rapid-Prototyping" (Lithographisches oder Stereolithographisches Rapid-Prototyping) geformt wird.
Bevorzugt sind die Bestandteile der Zusammensetzung in organischen Lösungsmitteln gelöst, mit einem Wasseranteil < 10%, bevorzugt < 1%, am meisten bevorzugt < 0,1% (in Gew.-%, u. U. kann auch ein fluider Bestandteil als Lösungsmittel auftreten) .
In einem weiteren Aspekt betrifft die vorliegende Erfindung Formkörper bestehend aus der polymerisierten Zusammensetzung mit einem E-Modulus größer 500 MPa. Ein solcher Formkörper ist durch das beschriebene Verfahren erhältlich.
Bevorzugt weist der Formkörper einen E-Modulus größer als 500 MPa, bevorzugt größer als 1000 MPa, insbesondere größer als 1500 MPa, speziell bevorzugt größer als 2000 MPa, am meisten bevorzugt größer als 5000 MPa oder größer als 10000 MPa auf.
Der Elastizitätsmodul (auch: Youngscher Modul) ist ein Materialkennwert aus der Werkstofftechnik, der den Zusammenhang zwischen Spannung und Dehnung bei der Verformung eines festen Körpers bei linear elastischem Verhalten beschreibt. Der Elastizitätsmodul wird mit E-Modul abgekürzt. Der Betrag des Elastizitätsmoduls ist umso größer, je mehr Widerstand ein Material seiner Verformung entgegensetzt. Ein Material mit hohem Elastizitätsmodul ist also steif, ein Material mit niedrigem Elastizitätsmodul ist nachgiebig. Der Elastizitätsmodul ist als Steigung des Graphen im Spannungs-Dehnungs-Diagramm bei einachsiger Belastung innerhalb des linearen Elastizitätsbereichs definiert . Für die Härte ist u.a. die Zusammensetzung verantwortlich, die in bevorzugt in wasserfreien organischen Lösungsmitteln aufgenommen ist - da es zu keinem wasserbedingten Quellen oder Schrumpfen kommt. Bei der Polymerisation der gewählten Bestandteile der Zusammensetzung kommt es auch nicht zur Wasserbildung. (Feuchtigkeit kann je nach zu erzielender Härte in geringem Ausmaß tolerierbar sein.) Insbesondere weist die Zusammensetzung < 10%, bevorzugt < 1%, am meisten bevorzugt < 0,1% Wasser auf (Angaben in Gew.-%) . Insbesondere sind die Komponenten b) nicht wasserlöslich (höchstens heterogen dispergierbar) , sondern in organischen Lösungsmitteln (homogen) löslich.
Mit der Bildung von Formkörpern für die Verwendung als Knochenersatz ist es möglich Körper herzustellen, die in ihren mechanischen Eigenschaften Knochenmaterialien verblüffend ähneln. Ein E-Modul des Formkörpers unterhalb von 500 MPa ist ungünstig, da der Körper zu gummiartig ist (relativ zu Knochen betrachtet) . Gute Werte sind zwischen 1500 und 5000 MPa, am besten wäre um die 10000 MPa, welcher der Wert von natürlichem Knochen ist. Ein solcher hoher Wert wird vorzugsweise durch den zusätzlichen Einsatz von Füllstoffen erreicht.
Makromere Strukturen, wie von Anseth (Biomaterials 2003: 2485) beschrieben oder in der EP 1 142 596 Al veröffentlicht, erreichen lediglich einen Modulus von 500 MPa. Bismethacrylate von einem Polyorthoester weisen lediglich einen Modulus von ca 40 MPa auf (Kellomaki, M.; Heller, J.; Tormala, P. Processing and properties of two different poly(ortho esters) ; Journal of Materials Science: Materials in Medicine (2000), 11 (6), 345- 355), PEG-Lactide-Bismethacrylat ca. 8-17 MPa (Cohn, D.; Hotovely-Salomon, A. Biodegradable multiblock PEO/PLA thermoplastic elastomers: molecular design and properties. Polymer (2005), 46 (7), 2068-2075). Die vorliegende Erfindung liefert nun Zusammensetzungen, die zu weitaus günstigeren Formkörpern polymerisieren (s. Beispiele, unten).
Besonders bevorzugt ist die Oberfläche des Formkörpers modifiziert. Enthält die Formulierung z.B. Methacrylsäureanhydrid so kann auf einfache Weise die Oberfläche mittels Aminolyse modifiziert werden. Geeignete Substanzen, die somit zugänglich werden (aus der Zusammensetzung) bzw. alternativ angefügt werden, sind Peptide, die die Anhaftung von Osteoblasten bzw. Vorstufen von Osteoblasten verbessern. Hierzu zählen Peptide mit RGD Sequenzen, bevorzugt sind Kollagen I oder Kollagen IV ähnliche Peptide. Die Oberfläche ist bevorzugt durch kovalent gebundene Proteine, Peptide, Aminosäuren oder Oligonukleotide modifiziert.
Insbesondere bevorzugt weist der Formkörper eine zelluläre bzw. poröse Struktur auf. Bevorzugt weisen die Zellen eine Wanddicke oder auch Porengröße von 150-500 μm, insbesondere um 200 μm auf. 200 μm entspricht dem durchschnittlichen Strebendurchmesser von trabekulären Knochen. Porendruchmesser von zwischen 150 μm bis 500 μm, insbesondere 350 bis 500 μm, sind optimal zur Anlagerung von Osteoblasten. Dies kann durch spezielle Formen bewirkt werden, in denen die Zusammensetzung polymerisiert wird, im Speziellen solche Formen, die aus löslichen Materialien bestehen, wobei nach dem Auflösen in einem geeigneten Lösungsmittel der Formkörper zurückbleibt (Abformen) . Andererseits kann mittels des Rapid-Prototyping-Verfahrens eine solche Struktur aufgebaut werden. Beim Rapid-Prototyping- Verfahren wird schichtweise der feste Formkörper aus einer Lösung bzw. der fluiden Zusammensetzung der Ausgangsmaterialien (der Monomeren) aufgebaut, z.B. indem eine Hebeplatte in einem Behälter mit der Ausgangszusammensetzung vom Boden geringfügig angehoben wird und von unten gezielt Licht (ein spezielles Bild der jeweils zu polymerisierenden Schicht) durch den Licht- (oder UV-) durchlässigen Boden des Behälters eingestrahlt wird, wodurch an den angeleuchteten Stellen die Zusammensetzung polymerisiert. Durch weiteres Anheben der Platte und Beleuchten wird die nächste Schicht aufgebaut, usw. Der Vorteil des Rapid- Prototyping-Verfahrens liegt darin, dass eine gezielte Geometrie des Formkörpers hergestellt werden kann, die den medizinischen Bedürfnissen exakt angepasst ist, z.B. kann nach dem Entfernen eines Knochentumors das Knochenloch exakt vermessen werden (Tomographie) und dann mittels der bildgebenden Verfahren ein exakt passender Formkörper hergestellt werden.
Weitere verfahrenstechnische Möglichkeiten zellulare Strukturen zu bekommen schließen ein (s. Gibson LJ, Freyman TM, Yannas IV; Cellular Materials as porous scaffolds for tissue engineereing. Progress in Materials Science 46 (2001), 273-282):
Salt-leachincr: NaCl-Partikel und Polymer werden in Lösung gemischt. Das Lösungsmittel wird abgedampft, das Polymer über
Schmelzpunkt erhitzt (bessere Verteilung der Partikel) , abgekühlt, in Wasser gelegt, wobei das Salz in Lösung geht. 20-
93% Porosität ist hiermit erreichbar, mit einer Porengröße im
Bereich von 30-120 μm.
Schäumen: CO2 wird unter Druck (800psi, 25°C) im
Polymer (Zusammensetzung) gelöst, der Druck wird reduziert, das
Gas expandiert und formt Poren; typisch: 93% Porosität,
Porengröße lOOμm. fibre bondincr: Polyglycolsäure (PGA) -Fasern werden in eine Lösung von Polymilchsäure (PLA) eingetaucht. Das Lösungsmittel wird abgedampft und das resultierende Netzwerk über den Schmelzpunkt von PGA erwärmt (Netzwerk verschmolzen) , PLA wird gelöst und das
PGA-Netzwerk bleibt über.
3D--printincτ mit Porogen: PGA, PLA-Pulver mit NaCl, w.o., 95%
Porosität, lOOμm Porengröße
Bevorzugt ist der Formkörper durch gebundene Proteine, Peptide, Aminosäuren oder Oligonukleotide modifiziert. Insbesondere sind dies Knochen-Morphogenische-Proteine (BMP - bone naorphogenic proteins) , Cytokinen, Wachstumsfaktoren (z.B. TGF-ß, PTH) , Zell-Differenzierungsfaktoren, Kollagene oder Kollagenfragmente, bevorzugt BMPs und Kollagene, insbesondere Typ II-Kollagen. Beispiele für BMPs sind literaturbekannt, insbesondere BMP-I (US 5,108,922), BMP-2 und BMP-3 (US 5,116,738 und US 5,013,649), BMP-4 (US 5,013,649), BMP-5 (US 5,106,748), BMP-6 (US 5,187,076) und BMP-7 (US 5,108,753). Beispiele für Nukleinsäuren oder Oligonukleotide, die das Knochenwachstum fördern, sind beispielsweise in der EP 741 785 offenbart. Diese Proteine oder Oligonukleotide können bei der medizinischen Anwendung auch separat verabreicht werden. Bevorzugt wird die Oberfläche durch Hydroxyapatit-Beschichtung modifiziert.
In einem weiterrn Aspekt betrifft die vorliegende Erfindung Formkörper zur medizinischen Anwendung, insbesondere als Knochenersatzmittel oder Knochenersatzteil, insbesondere als Implantat. Dies ist insbesondere zur Behandlung von Knochenschäden, wie beispielsweise Tumor-bedingte Knochenaushöhlungen, vorteilhaft. Im Körper sind die Formkörper nach einer bestimmten Zeit abbaubar, das, ohne auf eine bestimmte Theorie beschränkt zu sein, durch langsames Wassereindringen in das Polymer bewirkt wird.
In einem verwandten Aspekt betrifft die Erfindung auch die Verwendung eines erfindungsgemäßen Formkörpers zur Herstellung eines Implantats zur Behandlung von Knochenschäden.
In den folgenden Beispielen sind erfindungsgemäße Zusammensetzungen angeführt, die nach dem Rapid-Prototyping- Verfahren zur Herstellung von mechanisch stabilen Knochenersatzmaterialien eingesetzt werden können und mit Polymeren nach dem Stand der Technik verglichen werden.
Beispiel 1
Herstellung von Gela.txnehydrolysat-Methacxrylami.den GMl, GM2 und GM3:
I g (0,4 mmol) Gelatinehydrolysat (M < 6000 g/mol, 0,63 mmol Lysin/g) wurde unter leichtem Erwärmen (nicht über 500C) in Wasser gelöst. Nach der Zugabe von 1 g (6,7 mmol)
Methacylsäureanhydrid (MSA) wurde das Gemisch für 0,25 h (GMl), 4 h (GM2) bzw. 5 h (GM3) kräftig gerührt um einen unterschiedlichen Substitutionsgrad zu erlangen. Anschließend wurde überschüssige Methacrylsäure und Methacrylsäureanhydrid im Vakuum entfernt. Der durchschnittliche Substitutionsgrad (DS) von Methacryloyl- substituierten Lysineinheiten wurde mittels NMR bestimmt:
GMl: 1,03 g gelber Feststoff, DS=5% GM2: 1,27 g gelbes Öl, DS=47% GM3: 1,18 g gelbes Öl, DS=52%
1H-NMR (DMSO δ (ppm):7.19 (m, Äromaten-H) ; .5.39 (s, HCE=C); 5.62 (s, HCH=C); 4.70-0.75 (m, Aliphaten-H) ; 1.5 (s, CH3)
Vergleichsbeispiel 1 Herstellung von methacxγlollerten OlxgoBthylengycol-Milchsäure- Blockcopolymeren
(E2-L20-M und E8-L20-M wurden analog zu Davis Kelly A; et. al . Biomaterials 2003, 24(14), 2485-95 hergestellt).
E2-L20-M E8-L20-M
D, L-Lactid 10,0 g (69 mmol) 10,0 g (69 mmol)
Diethylengycol 0,74 g (7 mmol)
Polyethylengycol
400 2,78 g (7 mmol)
Sn-Octoat 94 mg (0,2 mmol) 94 mg (0,2 mmol)
Triethylamin 2,11 g (21 mmol) 2,80 g (28 mmol
Methacrylsäurechl orid 2,17 g [21 mmol) 2, 90 g (28 mmol)
CH2Cl2 abs. 70 ml 70 ml
Diethylenglycol bzw. Polyethylenglycol 400 wurden über Nacht mit CaCl2 gerührt und abfiltriert. Methacrylsäurechlorid wurde vor Gebrauch frisch destilliert.
D, L-Lactid und das entsprechende Etyhlenglykol wurden in einem Dreihalskolben vorgelegt und auf 1300C aufgeheizt. Nachdem das D, L-Lactid aufgeschmolzen war, wurde der Katalysator zugegeben, Vakuum angelegt und das Gemisch bei 13O0C für 6 h gerührt. Nach dem Abkühlen wurde der ölige Feststoff in wasserfreiem CH2Cl2 gelöst und unter N2-Atmosphäre mit Triethylamin versetzt. Das Reaktionsgemisch wurde auf 00C abgekühlt und langsam das mit 30 ml CH2Cl2 verdünnte Methacrylsäurechlorid zugetropft. Das Reaktionsgemisch wurde über Nacht bei Raumtemperatur weitergerührt .
Anschließend wurden die Salze abfiltriert und das Lösungsmittel am Rotationsverdampfer abgezogen. Der Rückstand wurde in Toluol aufgenommen, neuerlich filtriert und in kalten PE gegossen. Das Produkt wurde ein weiteres Mal umgefällt, anschließend in CH2Cl2 gelöst und mehrmals mit NaHCO3-Lösung und Brine gewaschen, mit Na2SO4 getrocknet, filtriert und eingedampft.
E2-L20-M: 9,0 g klebriger Feststoff (66% der Theorie) 1H-NMR (DMSO) : 6, 18 (s , 2H, HCH=C;) 5, 62 (s , -2H, HCH=C) ; 5, 13 (m , 20H, CH-CO) ; 4 , 25 (m , 4H, CH2-O) ; 3 , 65 (m, 4H, CH2-O) ; 1 , 94 (s , 6H, CH3-C=C) ; 1 , 58-1 , 46 (m, 6OH, CH3-C-O)
E8-L20-M: 4,5 g gelber Feststoff (33% der Theorie) 1H-NMR (DMSO) 6,20 (s, 2H, HCH=C;) 5,60 (s, 2H, HCH=C); 5,13 (m, 20H, CH-CO); 4,25 (m, 4H, CH2-O); 3,70-3,60 (m, 2QH, CH2-O); 1,97 (s, 6H, CH3-C=C); 1,60-1,48 (m, 6OH, CH3-C-O)
Herstellung der Probekörper
Zur Überprüfung der Biokompatibilität wurden Probekörper hergestellt. Mischungen wurden jeweils wie in Tabelle 1 angegeben bereitet. Mischungen 1-4 wurden analog der Literatur bereitet. Als Photoinitiator diente in allen Fällen 1 % einer 1:1 molaren Mischung aus Campherchinon, Dimethylaminobenoesäureethylester bereitet .
Tabelle 1: Mischungen
Nr Vernetzer Comonomer Füllstoff Lösungsmittel
1 99% PEGM3 - - -
21 6, 7£ 5 PEGM3 10% PEO 82 , 3% PBS7
32 99% E2-L20-M - - -
42 99% E8-L20-M - - -
5 30% GMl* 50% AEEE4 19% HA-T6 -
6 30% GM2 50% AEEE4 19% HA-T6 -
7 30% GM2 50% DPA5 19% HA-T6 -
8 30% GM 3 50% -AEEE4 19% HA-T6 -
9 30% GM3 50% DPA5 19% HA-T6 -
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3 PEG 400-Dimethacrylat ,
4 Acrylsäure (2- (2-ethoxy) ethoxy) ethylester (AEEE)
5 Diisopropylacrylamid (DPA)
6 1:1 Mischung aus Hydroxyapatit und Tricalciumphosphat (HA-T) 7 PBS Puffer: 10 mM Natrium/Kaliumphosphat-Puffer pH 7,2, 0,8% NaCl und 0,02% KCl.
Die Mischungen wurden in eine Silikonform gegossen und unter Stickstoffatmosphäre auf einer UV-Anlage ausgehärtet. Die erhaltenen Probekörper wurden zur Entfernung von Restmonomer mit organischen Lösungsmitteln und Wasser im Ultraschallbad extrahiert. Die extrahierten Polymerformen wurden durch Bestrahlung mit UV-Licht sterilisiert.
Prüfung auf Biokompatibilität
Für die Prüfung auf Biokompatibilität wurden Osteoblasten- ähnliche Zellen mit der Bezeichnung MC3T3-E1 verwendet. Die adhärenten Zellen wurden zunächst mit Pronase voneinander und vom Boden der Petrischale gelöst. Anschließend wurden sie mit frisch bereitetem Nährmedium vermischt und auf die einzelnen Probekörper im Multiwell gleichmäßig verteilt. Das Nährmedium bestand aus kommerziell erhältlichem Dulbecco' s Modified Eagle's Medium (DMEM, dieses enthält ursprünglich 1000 mg/1 Glucose und wurde mit weiterer Glucose bis zu einer Konzentration von 4500 mg/1 versetzt) , das mit 10% FCS (fetal cow serum) , 30 μg/ml Gentamycin (Breitbandantibiotikum) , L-Glutamin und Ascorbinsäure versetzt wurde .
Das Multiwell mit den Zellen wurde bei 370C inkubiert. Mittels Mikroskop konnte beobachtet werden, ob die Zellen überleben und anhaften können. Falls nach 2 Wochen Kultivierung lebende Zellen vorhanden waren, wurden diese mit einer Lösung von 4% Paraformaldehyd und 0,5% Triton in PBS fixiert, mehrmals mit PBS- Puffer7 gewaschen und mit einer Lösung von 4, 6-Diamidino-2- phenylindol (DAPI, 5 μg/ml) in PBS-Puffer7 gefärbt.
Bioabbaubarkeitsstudien wurden bei 370C in PBS-Puffer bei einem pH von 7,0 durchgeführt. Der PBS-Puffer wurde in der ersten Woche alle 12 Stunden gewechselt, danach jeden 3. Tag um den pH- Wert konstant zu halten. Proben wurden nach 1, 3, 7, 21 und 30 Tagen genommen. Die mechanische Steifigkeit der Materialien wurde durch Bestimmung des E-Moduls mittels dynamisch mechanischer Analyse bestimmt. Entsprechende Werte für den E-Modul sind in der folgenden Tabelle abgegeben:
Figure imgf000022_0001
*) Mischung unverträglich, **) Probekörper zerfallen, +) lebende Zellen, ~) teilweise lebende Zellen, ++) viele anhaftende Zellen, ~~) einige anhaftende Zellen, — ) keine anhaftenden Zellen
Wie aus der Tabelle hervorgeht, konnten mit den erfindungsgemäßen Formulierungen 6 bis 9 wesentlich höhere und dauerhafte Steifigkeitswerte und gleichzeitig eine ausgezeichnete Zellanhaftung im Vergleich zu den nach dem Stand der Technik hergestellten bekannten Polymeren 1-4 erzielt werden.
Abformen
Zur Herstellung von zellularen Strukturen wurde die Abformtechnik angewandt. Für diese wurden einerseits Wachsformen (Solidscape Modelmaker) , andererseits organolösliche Polymerformen verwendet. Die Monomerformulierungen wurden mit 1% Benzoylperoxid und 0,07 bis 0,2% 4- (Dimethylamino) - benzoesäureethylester (DMAB) gemischt, in die entsprechende Form gefüllt und bei 45-750C über mehrere Stunden gehärtet. Die Entfernung der Wachsform erfolgte durch Lösen in Ethanol, die organolösliche Form wurde in einem 1:4 Gemisch aus n-Butylamin und Tetrahydrofuran entfernt.

Claims

Patentansprüche
1. Eine durch Polymerisation aushärtbare Zusammensetzung umfassend
a) 10-80 Gew.-% eines reaktiven Verdünners auf Basis von Acrylsäure- bzw. Methacrylsäure-Derivaten,
b) 10-50 Gew.-% eines flüssigen bzw. in der Formulierung löslichen Monomers der allgemeinen Formel
Figure imgf000023_0001
worin n eine ganze Zahl zwischen 1 und 100 ist,
worin X für Wasserstoff oder R3 oder (C=O)-R3 mit R3 gleich einem linearen oder verzweigten Alkylrest mit 1-20 C-Atorαen, der durch ein oder mehrere Sauerstoffatome oder Estergruppen unterbrochen sein kann oder den Rest
Figure imgf000023_0002
mit «R22 _= H oder -CH3 steht,
worin Z1 -O- (CHz)x-CO- , -O- (CH2-CH2. -O) X~CH2-CO-, -0- (CH2-CH2. -O) x- CO-CH2-CH2-CO-, -0- (CH2-CH2. -0) X-OC-CH=CH-CO- -0-CH2-CH (OH) -CH2-, oder -0-(CH2-CH2-O)X-CH2-CH(OH)-CH2- mit x = 1-20 bedeutet,
die Reste Y unabhängig voneinander für Wasserstoff, -CH3, -CH2- CH(CHs)2, -CH (CH3) -CH2-CH3, -CH2-COT, -CH2-CH2-COT, -CH2-OX, - (CH2) 4-NHX - (CH2) 3-NH-C(=NH) -NH2, -CH2SX, -CH(OX)-CH3, -CH2-CH2-S-CH3 , -CH2-C6H5, -CH2-C6H4-OX, -CH2-CONH2, -CH2-CH2-CONH2,
Figure imgf000024_0001
oder
stehen, worin X obige Bedeutung hat,
R1 Wasserstoff oder R3 oder (C=O)-R3 wobei R3 obige Bedeutung hat, oder R1 zusammen mit Y den Rest -(CH2) 3- oder -CH2-CH(OX)-CH2- bedeuten, worin X obige Bedeutung hat,
T für die Gruppe -OH oder OR3 oder den Rest
Figure imgf000024_0002
mit R2 = H oder -CH3 steht,
worin Z2 -0- (CH2) x-0- , -0- (CH2-CH2. -0) x -, -0-CH2-CH(OH)-CH2-O-, oder -0-CH2-CH(OH)-CH2-O-(CH2-CH2-O)X- mit x = 1-20 ist,
mit der Maßgabe, dass mindestens ein Rest X, Y oder T die Gruppe
Figure imgf000024_0003
enthält.
2. Zusammensetzung nach Anspruch 1, die eine mit UV- bzw. sichtbarem Licht aushärtbare Zusammensetzung ist, enthaltend als Komponente b) 10-50 Gew.-% eines flüssigen bzw. in der Formulierung löslichen Monomers der allgemeinen Formel
Figure imgf000025_0001
worin n für eine ganze Zahl zwischen 1 und 100 ist,
worin X für Wasserstoff, den Rest
Figure imgf000025_0002
mit τR>22 _= H oder -CH3 steht,
worin Z1 -O- (CH2) X-CO- , -O- (CH2-CH2. -O) X-CH2-CO-, -0-CH2-CH(OH)- CH2-, oder -0-(CH2-CH2-O)X-CH2-CH(OH)-CH2- mit x = 1-20 bedeutet,
die Reste Y unabhängig voneinander für Wasserstoff, -CH3, -CH2- CH (CH3) 2,
-CH (CH3) -CH2-CH3, -CH2-COT, -CH2-CH2-COT, -CH2-OX, -(CH2J4-NHX - (CH2) 3-NH-C(=NH) -NH2, -CH2SX, -CH(OX)-CH3, -CH2-CH2-S-CH3 , -CH2-C6H5, -CH2-C6H4-OX, -CH2-CONH2, -CH2-CH2-CONH2,
Figure imgf000025_0003
oder
stehen, worin X obige Bedeutung hat,
R1 Wasserstoff oder R1 zusammen mit Y den Rest - (CH2) 3- oder -CH2-CH(OX)-CH2- bedeuten, worin X obige Bedeutung hat, T für die Gruppe -OH oder den Rest
Figure imgf000026_0001
mit R2 = H oder -CH3 steht,
worin Z2 -O- (CH2) X-O- , -O- (CH2-CH2. -O) x -, -0-CH2-CH(OH)-CH2-O-, oder -0-CH2-CH(OH)-CH2-O-(CH2-CH2-O)X- mit x = 1-20 ist,
mit der Maßgabe, dass mindestens ein Rest X, Y oder T die Gruppe
Figure imgf000026_0002
enthält .
3. Zusammensetzung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass als Bestandteil a) Acrylsäure (2- (2- ethoxy) ethoxy) ethylester, Diisopropylacrylamid,
Diisobutylacrylamid, Acrylsäure-2- (butylcarbamoyloxy) ethylester, Hydroxyethylmethacrylat, Polyethylenglycoldiacrylat, und Trimethylolpropantriacrylat oder eines ihrer Gemische eingesetzt wird.
4. Zusammensetzung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Bestandteil b) Aminosäuren ausgewählt aus Glycin, Arginin, Asparaginsäure, Glutaminsäure, Alanin oder Prolin umfasst.
5. Zusammensetzung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Bestandteil b) ein methacryloyliertes Gelatinehydrolysat umfasst.
6. Zusammensetzung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Bestandteil b) Peptide mit der Sequenz Arginin-Glycin-Asparaginsäure (RGD) umfasst.
7. Zusammensetzung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Zusammensetzung 2-Hydroxy-l- [4- (2- hydroxyethoxy) phenyl] -2-methyl-l-propanon oder Phenylbis (2, 4, 6- trimethylbenzoyl) -phosphinoxid als Initiator umfasst.
8. Zusammensetzung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Zusammensetzung Campherchinon als Initiator und Dimethylaininobenzoesäure, Dimethylanilin, Triethanolamin, und/oder Methyldiethanolamin als Coinitiator (en) umfasst .
9. Zusammensetzung nach nach einem der Ansprüche 1 bis 8 umfassend Hydroxyapatit, Tricalciumphosphat , Knochenmehl oder Keratinfasern als Füllstoff.
10. Zusammensetzung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Bestandteile der Zusammensetzung in organischen Lösungsmitteln gelöst sind mit einem Wasseranteil < 10%, bevorzugt < 1%, am meisten bevorzugt < 0,1%.
11. Verfahren zur Herstellung eines Polymerisats umfassend die Polymerisation der Zusammensetzung nach einem der Ansprüche 1 bis 10.
12. Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Polymerisat ein Formkörper ist, der bevorzugt entweder durch Polymerisation der Zusammensetzung in einer Form oder durch Rapid-Prototyping geformt wird.
13. Formkörper bestehend aus der polymerisierten Zusammensetzung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei der Formkörper einen E- Modulus größer 500 MPa aufweist.
14. Formkörper nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass der Forrαkörper einen E-Modulus größer als 1000 MPa, bevorzugt größer als 1500 MPa, insbesondere größer als 2000 MPa, speziell bevorzugt größer als 5000 MPa, am meisten bevorzugt größer als 10000 MPa aufweist.
15. Formkörper nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass der Formkörper eine zelluläre Struktur mit einem Porendurchmesser von zwischen 150 μm und 500 μm aufweist.
16. Formkörper nach einem der Ansprüche 13 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Oberfläche des Formkörpers durch Hydroxylapatit-Beschichtung modifiziert ist.
17. Formkörper nach einem der Ansprüche 13 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Oberfläche des Formkörpers durch kovalent gebundene Proteine, Peptide, Aminosäuren oder Oligonukleotide modifiziert ist.
18. Formkörper nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Proteine Knochen-Morphogenische-Proteine, Cytokinen, Wachstumsfaktoren und Zell-Differenzierungsfaktoren, Kollagene oder Kollagenfragmente sind.
19. Formkörper nach einem der Ansprüche 13 bis 18 zur medizinischen Anwendung, insbesondere als Knochenersatzmittel.
20. Formkörper nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass die medizinische Anwendung eine Behandlung von Knochenschäden ist, insbesondere Tumor-bedingte Knochenaushöhlungen.
21. Verwendung eines Formkörpers nach einem der Ansprüche 13 bis 20 zur Herstellung eines Implantats zur Behandlung von Knochenschäden .
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