WO2022157148A1 - Verfahren zur herstellung eines medikamententrägers, medikamententräger, materialsatz und verwendung eines medikamententrägers - Google Patents

Verfahren zur herstellung eines medikamententrägers, medikamententräger, materialsatz und verwendung eines medikamententrägers Download PDF

Info

Publication number
WO2022157148A1
WO2022157148A1 PCT/EP2022/051014 EP2022051014W WO2022157148A1 WO 2022157148 A1 WO2022157148 A1 WO 2022157148A1 EP 2022051014 W EP2022051014 W EP 2022051014W WO 2022157148 A1 WO2022157148 A1 WO 2022157148A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
bone
pectin
drug carrier
hydroxyapatite
volume
Prior art date
Application number
PCT/EP2022/051014
Other languages
English (en)
French (fr)
Original Assignee
Medical Products Solution GmbH
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medical Products Solution GmbH filed Critical Medical Products Solution GmbH
Priority to EP22702418.9A priority Critical patent/EP4262903A1/de
Publication of WO2022157148A1 publication Critical patent/WO2022157148A1/de

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/40—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
    • A61L27/44—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
    • A61L27/46—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix with phosphorus-containing inorganic fillers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/54—Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2400/00—Materials characterised by their function or physical properties
    • A61L2400/12—Nanosized materials, e.g. nanofibres, nanoparticles, nanowires, nanotubes; Nanostructured surfaces
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants

Definitions

  • the invention relates to a method for producing a medicament carrier, a medicament carrier produced accordingly, a set of materials and a use of such a medicament carrier for the treatment of bone diseases.
  • the present invention relates to the technical field of medical technology, specifically regenerative medicine, in particular bone formation or the treatment of bone diseases.
  • the treatment of gum bone pockets is a major problem in dentistry, especially in periodontology. All previous bone replacement materials have a tendency to crumble out of the gum bone pockets. In addition to bone transplantation, a large number of biological and synthetic bone replacement materials are available for the therapy of bony defects. Natural materials exist on the basis of animals, such as cattle or pigs, which, in addition to religious or ethical problems, also harbors the risk of disease transmission. Coral-based material does not have a sufficiently similar structure and chemistry to human bone for the material to function reliably.
  • calcium phosphates dominate, in particular hydroxyapatite (HA) and ß-tricalcium phosphate (ßTCP) and combinations thereof.
  • the conventional hydroxyapatite (HA) is sintered in its manufacture.
  • the sintering of the hydroxyapatite at high temperatures up to approx. 1200 °C leads to a body with a dense structure and low porosity. These pores are not interconnecting and have sizes in the micron range only. Smaller pores in the nanometer range do not occur.
  • the sintered hydroxyapatite body is not degraded or only degraded extremely slowly. It is therefore not optimally suited for the therapy of bony defects, since it is still detected in the body years later.
  • ß-tricalcium phosphate was introduced into clinical use as an alternative to hydroxyapatite. This material dissolves at a physiological pH and thus, theoretically, disappears from the bone defect.
  • the introduced calcium and phosphate ions are excreted via the kidneys and are therefore not incorporated into the defect. Due to this unphysiological degradation path of the biomaterial, the rate of degradation cannot be predicted with certainty and new bone formation is massively disrupted. Due to the inflammatory reaction, the material also does not bind to the surrounding bone tissue. Therefore, ßTCP is also not optimally suited for the therapy of bone defects.
  • this material Due to the fixation of the individual HA particles in the nanometer range with silicon oxide, this material (Nanobone®) is available as granules. Because of its powdery consistency, this material is not safely localized and is flushed out when used in the oral cavity or in the maxillary sinus and then leads to failure.
  • unsintered HA with a particle size in the nanometer range leads to safe ossification of bone defects of critical size if this material can be safely introduced into the bone defect.
  • Calcium salts are usually composites of calcium sulphate and calcium carbonate (eg Herafill®; Heareus Medical). However, since bone is made of hydroxyapatite, the calcium sulfate/calcium carbonate approach is unphysiological and the reaction of this material is unpredictable.
  • non-resorbable carrier materials are used.
  • the main disadvantage here is the always necessary second intervention to remove the carrier system.
  • the non-resorbable carrier used most frequently by patients is the so-called PMMA chain or PMMA pearl chain (cf. Sachweh et al., "Gentamicin-PMMA chains for problem wounds in soft tissue surgery”Langenbeck's archive for surgery; 366, 1; 697 (1985)).
  • the polymethyl methacrylate is formed into small balls that are strung on a surgical wire.
  • PMMA fixation cements can also contain antibiotic additives. These cements are often used in endoprosthetics to fix artificial hip joints, for example.
  • This bone cement is mixed immediately before it is introduced into the bone defect and then sets in an exothermic reaction in the patient's body. Temperatures of up to 70 °C develop in the wound area. Furthermore, toxic substances are released during the setting process, so that increased morbidity and mortality can occur (cf. C. Gaik et al., "Bone cement implantation syndrome - pathophysiology, diagnostics & treatment options", Anesth Intensivmed 2019;60: 124-133).
  • PMMA polymethyl acrylate
  • PMMA-based drug carrier systems are currently used in the therapy of infected bones.
  • An example is the gentamycin-PMMA chain Septopal® from Biomet.
  • the disadvantage of PMMA-based drug carrier systems is the need for a second intervention to surgically remove the PMMA chain.
  • Another disadvantage of this carrier system is the lack of stabilization of bone defects.
  • the object of the present invention is to provide a medicament carrier and a method for its manufacture which is suitable for use in the treatment of bone diseases and which avoids the disadvantages of the materials described above.
  • a method for producing a drug carrier with the following steps: a) producing a granular mixture by mixing unsintered hydroxyapatite with a particle size of less than 500 nm, in particular 60 nm to 200 nm, and a pectin on the one hand and an aqueous one Suspension of a water-soluble drug on the other hand, b) preparing a mass by adding the suspension to the granular mixture in the ratio of 10 to 70% by volume of suspension to 90 to 30% by volume of mixture, in particular in the ratio of 50% by volume to 50% by volume .-%, c) forms the drug carrier from the mass, while this gels in a chelate complex of the pectin and the hydroxyapatite.
  • the hydroxyapatite and the pectin are each prepared as dry granules and the granules are mixed together to form a dry granulate mixture.
  • the aqueous suspension which has also already been prepared and contains the desired drug, is then added to the dry granulate mixture.
  • the mass produced in this way gels or solidifies in a chelate complex of the pectin macromolecules to form a highly porous drug carrier whose pores are filled with the aqueous suspension of the drug or drugs.
  • pectin molecules are very large, as hydrocolloids they are easily soluble in only a small amount of water due to the free carboxylic acid groups of the galacturonic acid building blocks.
  • the acid groups dissociate in aqueous solution. This creates anionic acid residues that are evenly distributed throughout the macromolecule.
  • the negative charge ensures that the pectin molecules repel each other electrostatically.
  • hydration shells form around these charge carriers, which additionally prevent the molecules from approaching each other.
  • This barrier must be overcome for gelling, which in the case according to the invention is achieved by chelate complexation with polyvalent cations of the hydroxyapatite, so that a gel is formed in which the polyvalent cations hold the pectin chains together in a three-dimensional network and in this way also the hydroxyapatite granules stabilize.
  • Insertion into the bone wound or affected area occurs shortly after adding the suspension to the granules im still malleable state before completion of the chelate complexation.
  • the drug carrier produced in this way connects to the calcium in the surrounding bone through a coordinate bond. This achieves a secure fixation of the biomaterial in the wound area.
  • the setting process thus begins outside the human body and ends in the bone defect.
  • the type of binding via chelate complexation leads to the material sticking to the bone bed so that it remains securely in the bone defect.
  • the chelate complexation takes place in the neutral environment of the aqueous solution and is isothermic, i.e. without changing the temperature. No harmful substances are released either, so the patient's bone tissue is not damaged as a result.
  • the complete production of the bone substitute material also takes place outside of the bone defect. It is therefore no longer possible for the material to "stick" to the edge of the bone defect.
  • the setting reaction (chelate reaction) in the method according to the invention is terminated in the defect area. This is possible because the chelate reaction is not exothermic, i.e. does not give off heat, and does not result in the elimination of toxic substances.
  • a coordinative connection to the calcium of the surrounding bone defect edge occurs and thus a secure stabilization in the bone defect.
  • the bone replacement material that can be produced according to the invention is plastic, so that it can be adapted by the operator to the individual defect situation. Among other things, it can be introduced into a defect in a minimally invasive manner via a cannula or a syringe, e.g Filling of gum bone pockets. In addition, lesions in the tooth enamel area, such as the onset of caries, can be treated symptomatically for the first time.
  • the material is highly porous with interconnecting pores and can also be introduced into infected bone pockets by adding antibiotics, for example.
  • pectins or pectin-containing substances can be used as pectins.
  • apple pectin, citrus pectin and/or agaropectin in agar is used as the pectin.
  • Agar or agar agar contains approx. 30% agaropectin.
  • the invention is not limited to this, other pectins can also be used within the scope of the invention.
  • the hydroxyapatite is mixed with the pectin (solid component) in a ratio of 95 vol.% to 50 vol.% hydroxyapatite to 5 vol.% to 50 vol.% pectin, in particular 80 vol. -% hydroxyapatite to 20% by volume pectin.
  • the mixing ratio can be adjusted according to the application. A larger value of the ratio gives a denser support, a smaller value increases porosity.
  • Usable mixing ratios of hydroxyapatite to pectin on the one hand and ratios of suspension to granulate on the other hand can easily be determined by experiments. Thus, if relatively more suspension is used, it can be beneficial to simultaneously increase the relative amount of pectin to hydroxyapatite in the granules in order to achieve stabilizing gelation.
  • the mixing of the hydroxyapatite with the pectin takes place with constant stirring, in particular at a temperature of up to 80° C., in particular in Temperature range from 15 °C to 25 °C, and/or at a production pressure of 50 kPa to 1000 kPa, in particular between 100 kPa and 200 kPa.
  • Production at or around room temperature is particularly efficient because it requires no special heating or cooling devices.
  • the reaction may proceed more quickly, with a limit where the organic components and the drugs degrade. Similar considerations apply to the pressure at which the granules are made.
  • the optimal pressure can depend on the specific mixing ratio of hydroxyapatite to pectin and can be found out in a short series of tests. A higher proportion of pectin in the granulate mixture may require a higher pressure than a lower proportion to achieve the desired end product structure.
  • the aqueous suspension is preferably prepared on the basis of aqua ad iniectabilia, a physiological saline solution or a patient's blood.
  • Aqua ad iniectabilia (“water for injection purposes") is water of particularly pure quality, which is produced, stored and used according to recognized pharmaceutical rules, for example according to the European Pharmacopoeia or the German Pharmacopoeia.
  • Physiological saline solutions or previously taken blood or blood plasma from a patient can also be used as a solvent for some drugs.
  • one or more antibiotics and/or cytostatics is or are introduced into the suspension as a medicinal product.
  • the mass of the drug carrier advantageously has a pH of 6 to 8, in particular 7, during the chelate complexing. This ensures that the surrounding bone tissue is not attacked by an excessively acidic or basic environment of the drug carrier.
  • the chelate complexation of the hydroxyapatite with the pectin in the aqueous suspension is accordingly neutral.
  • the mixing of the suspension with the mixture in process step c) is advantageously carried out extracorporeally, in particular the gelling of the mass of the drug carrier by chelate complexing in process step d) partly extracorporeally and partly intracorporeally after introduction of the mass or part of the mass into a damaged area in a bone is done.
  • the granules are first placed extracorporeally in a mixing container, for example a sterile dish or bowl, and then the suspension is added. Constant stirring of the suspension with the granules in the mixing container creates a homogeneous spreadable or flowable paste. This pasty material is then introduced into the bone defect, for example within 10 minutes, and hardens further there.
  • the bone defect should be surgically dry and free of uncontrolled bleeding.
  • the material preferably fills the entire bone defect and is flush with the outer cortex of the bone. A slight overmodeling of the introduced bone replacement material is possible.
  • the material is sufficiently stable after 10 minutes so that the defect area can be closed by the surrounding soft tissue. Additional stabilization with a membrane or a titanium mesh, for example, is possible. Cooling measures during the setting process in the bone defect are not necessary since no heat is generated during the chelating reaction of the setting process.
  • the paste which is still flowable, can be used with be introduced with a syringe.
  • the dry mixture and the aqueous suspension in method step a) are first produced separately and pre-portioned, sterile and hermetically packaged, and the mass is produced in method step b) only later, immediately before use, after the mixture and the suspension have been unpacked became.
  • the solid and liquid components can be manufactured and sold as separate parts of a set of materials, ready-made so that the only thing left to do in the doctor's office is to add the suspension to the granules and stir, usually by a doctor's assistant, or by the attending physician himself.
  • a drug carrier for the treatment of bone diseases or bone injuries that can be treated with drugs, can be produced or produced in a previously described method according to the invention, with a mixture of hydroxyapatite and a pectin stabilized by an aqueous suspension of at least one water-soluble drug, which after its solidification has a pore structure filled with the aqueous suspension of the at least one medicament.
  • the medicament carrier produced or producible according to the method according to the invention realizes the same advantages, properties and features as the method described above.
  • the pore structure has a volume fraction of 60% or more interconnecting pores.
  • This is a highly porous body, the lumen of which contains the aqueous suspension of the chosen drug and delivers it to the surrounding bone tissue can.
  • the interconnecting pore system also serves to conduct osteoblasts and osteoclasts and as a structure into which newly forming bone material can grow.
  • the pore structure preferably has nanopores with pore sizes in the nanometer range, micropores in the lower micrometer range and macropores in the upper micrometer to millimeter range.
  • the nanometer range covers the range from 1 nm to about 1000 nm, the micropores the range between about 1 pm to about 500 pm and the macropores the range between about 500 pm to about 2 mm. This means that the pore sizes have a very large spread and cover several orders of magnitude from the nanometer range to at least the upper micrometer range, in particular up to the millimeter range. This covers a wide range of pore functions.
  • the nanopores passively absorb the tissue fluid from the implant site, i.e.
  • the surrounding bone tissue through capillary suction and allow proteins to attach to the unsintered hydroxyapatite particles via van der Waals forces.
  • the osteoclasts reach the unsintered hydroxyapatite via the micropores and biodegrade it.
  • the micropores allow the entry and passage of cells and are responsible for the osteoconduction of the biomaterial.
  • the macropores allow vessels to grow into the porous material of the drug carrier.
  • the medicament carrier can also be produced as an individualized three-dimensional shaped body.
  • the Shape of a cavity or bone damage are detected and the drug carrier are made in the appropriate form and are used after its hardening in the implant site.
  • the object on which the invention is based is also achieved by a set of materials for producing a drug carrier as described above, comprising a pre-portioned granular mixture of unsintered hydroxyapatite with a particle size of less than 500 nm, in particular 60 nm to 200 nm, produced according to method step a) of claim 1 , and a pectin, and a pre-portioned and according to process step a) of claim 1 prepared aqueous suspension of a water-soluble drug.
  • This set of materials can either be manufactured by a manufacturer of bone replacement materials or by a pharmaceutical company and then delivered to clinics or medical practices in ready-made form.
  • the set of materials also fulfills the advantages, properties and features of the medicament carrier according to the invention and the method according to the invention.
  • the object on which the invention is based is also achieved by using a previously described drug carrier according to the invention for the treatment of bone diseases or bone injuries that can be treated with drugs, in particular for use in bone wounds or bone defects at risk of infection or already infected or for the therapy of osteomyelitis or osteoporosis.
  • the material carrier fills a Bone void with a biocompatible and non-toxic material that delivers drugs directly to where they are needed. Tolerability leads to faster healing and a reduced tendency to develop complications.
  • FIG. 1 shows a light microscopic image of a section through a medicament carrier according to the invention magnified 50 times
  • FIG. 2 shows an SEM image of a macropore of a medicament carrier according to the invention enlarged 50 times
  • FIG. 3 shows an SEM image of a micropore of a drug carrier according to the invention magnified 3,000 times
  • 6A shows a section through a bone defect filled with ßTCP
  • 6B shows a section through a bone defect filled with low-temperature hydroxylapatite
  • FIG. 7 shows a section through a bone defect filled with a mixture of 60% hydroxyapatite and 40% ßTCP with a local inflammatory reaction
  • FIG. 8B shows a section through a bone defect filled with 100% unsintered hydroxyapatite with physiological degradation.
  • Granules of hydroxyapatite and pectin are placed in a sterile bowl or bowl, for example, immediately before use. Then the suspension with the medicine is added. The suspension is made according to the specifications of the respective drug manufacturer or a ready-made liquid presentation from the drug manufacturer is used. Constant stirring of the suspension with the granules in a sterile container creates a homogeneous, spreadable paste. This pasty mass is then introduced into the bone defect within 10 minutes. The bone defect should be surgically dry and free of uncontrolled bleeding. The material is sized to fill the entire bony defect and is flush with the outer cortex of the bone.
  • a slight overmodeling of the introduced bone replacement material is possible.
  • the material is sufficiently stable after 10 minutes so that the defect area can be closed by the surrounding soft tissue. Additional stabilization with a membrane or a titanium mesh, for example, is possible. Cooling measures during the setting process in the bone defect are not necessary because no heat is generated during the chelate complexing of the setting process.
  • the granules are first placed in a sterile dish or bowl. Then the suspension with the medicine is added.
  • the suspension is prepared according to the specifications of the respective drug manufacturer or used as a pre-made liquid presentation from the drug manufacturer.
  • the ratio of granulate to suspension is, for example, 1 part by volume to 2 parts by volume. A different mixing ratio is possible in individual cases.
  • the chelate complexing results in a highly porous hydroxylapatite-pectin drug carrier according to the invention, which enables safe application of the selected drug in the target area, for example bones at risk of infection or bones that are already infected or bone defects.
  • Such a drug carrier is shown in cross section in FIG. 1 under the light microscope.
  • the drug carrier according to the invention is based on a mixture of 80% by volume hydroxyapatite and 20% by volume apple pectin, to which aqua ad iniectabilia was added in a ratio of 50% by volume to 50% by volume. It has a total porosity of >75% by volume and has a structure of interconnecting pores in the nanometer range (nanopores), in the lower micrometer range (micropores) and in the upper micrometer to millimeter range (macropores), as shown in FIGS shown with increasing magnification. The porosity was calculated along the horizontal lines.
  • the interconnectivity of the pores results from the chelate complexation in the liquid medium, in the exemplary embodiment shown at room temperature and atmospheric pressure (approx. 100 kPa).
  • the invention is not limited to the embodiment. Rather, similar results are also achieved with other mixing ratios, pectins and manufacturing parameters within the limits described.
  • Macropores are clearly visible in Fig. 2 under 50x magnification. to. These provide space for blood vessels to grow and anchor themselves.
  • the nanopores shown in FIG. 4 with a magnification of 10,000x passively absorb the tissue fluid of the implant site through capillary suction and allow proteins to attach to the unsintered hydroxyapatite particles via van der Waals' forces. This creates an osteoinductive property of the new bone grafting material.
  • there is a cytotactic stimulus for the osteoclasts which reach the unsintered hydroxyapatite via the micropores shown in FIG. 3 under 3,000-fold magnification and biodegrade it.
  • the micropores are therefore responsible for the osteoconduction of the drug carrier according to the invention.
  • Pectin preferably apple pectin
  • the production temperature is preferably in the range of 15°C to 25°C and the production pressure in a range of 50 kPa to 200 kPa. Alternatively, higher temperatures and pressures are possible during manufacture.
  • the ratio of the hydroxyapatite-pectin mixture to the aqueous suspension can be freely selected according to the desired mechanical properties. It is preferably in the range of 50% by volume to 50% by volume. Alternatively, other mixing ratios are possible.
  • the result is a bone grafting material that is clinically easy to process and remains stable in the defect.
  • the easy-to-implement process and its end product are of interest to manufacturers of bone replacement materials and pharmaceuticals, as well as to users in bone medicine.
  • Figure 5 shows an SEM image of sintered 100% hydroxyapatite. It is an almost completely dense sintered material with only a few pores in the micrometer range that are not interconnected. Due to its lack of porosity, this material is not suitable as a drug carrier and cannot form a bond with the surrounding bone tissue of a bone defect.
  • FIG. 6A shows a section through a bone defect filled with ßTCP.
  • the deposits shown dark are ßTCP particles 10 surrounded by a leukocyte wall 12, which is part of an inflammatory reaction and thus non-physiological degradation. This results in only incomplete bone formation.
  • FIG. 6B shows a section through a bone defect filled with a mixture of 60% hydroxyapatite and 40% ßTCP with a local inflammatory reaction.
  • the particles 10 from the mixture appear dark and are surrounded by lighter bone material 15 .
  • a leukocyte infiltration 20 runs into this, which can be seen as a darker area in the surrounding bone material 15 .
  • This leukocyte infiltration 20 is part of an inflammatory reaction that unphysiologically degrades the mixture and disrupts new bone formation.
  • FIG. 8A shows a section through a bone defect filled with 100% unsintered hydroxyapatite, in which HA particles again appear dark. There is no leukocyte infiltration.
  • FIG. 8B also shows a section through a bone defect filled with 100% unsintered hydroxyapatite, the physiological degradation by osteoclasts 21 being visible in this case.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Composite Materials (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung eines Medikamententrägers, einen entsprechend hergestellten Medikamententräger, einen Materialsatz und eine Verwendung eines solchen Medikamententrägers für die Behandlung von Knochenkrankheiten. Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst die folgenden Verfahrensschritte: a) Herstellen eines granularen Gemischs durch Mischen von ungesintertem Hydroxylapatit mit einer Partikelgröße von weniger als 500 nm, insbesondere 60 nm bis 200 nm, und einem Pektin einerseits sowie einer wässrigen Suspension eines wasserlöslichen Arzneimittels andererseits, b) Herstellen einer Masse durch Hinzufügen der Suspension zum granularen Gemisch im Verhältnis von 10 bis 70 Vol.-% Suspension zu 90 bis 30 Vol.-% Gemisch, insbesondere im Verhältnis 50 Vol.-% zu 50 Vol.-%, c) Formen des Medikamententrägers aus der Masse, während diese in einer Chelatkomplexierung des Pektins und des Hydroxylapatits geliert.

Description

Verfahren zur Herstellung eines Medikamententrägers, Medikamententräger, Materialsatz und Verwendung eines Medikamententrägers
Beschreibung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung eines Medikamententrägers, einen entsprechend hergestellten Medikamententräger, einen Materialsatz und eine Verwendung eines solchen Medikamententrägers für die Behandlung von Knochenkrankheiten.
Die vorliegende Erfindung betrifft das technische Gebiet der Medizintechnik, speziell der regenerativen Medizin, insbesondere den Knochenaufbau bzw. die Therapierung von Knochenkrankheiten.
So ist beispielsweise die Behandlung von Zahnfleischknochentaschen ein großes Problem in der Zahnmedizin, insbesondere in der Parodontologie. Alle bisherigen Knochenersatzmaterialien haben die Neigung, aus den Zahnfleischknochentaschen herauszubröseln. Für die Therapie knöcherner Defekte stehen neben der Knochentransplantation eine Vielzahl an biologischen und synthetischen Knochenersatzmaterialien zur Verfügung. Natürliche Materialien existieren auf der Grundlage von Tieren, beispielsweise Rindern oder Schweinen, was allerdings neben religiösen oder ethischen Problemen auch die Gefahr der Übertragung von Krankheiten birgt. Bei auf Korallen basierendem Material stimmen die Struktur und die Chemie nicht in ausreichendem Maße mit dem menschlichen Knochen überein, so dass dieses Material nicht zuverlässig funktioniert.
Bei den synthetischen Materialien dominieren die Kalziumphosphate, insbesondere das Hydroxylapatit (HA) und das ß-Trikalziumphosphat (ßTCP) sowie deren Kombinationen.
Das herkömmliche Hydroxylapatit (HA) wird in seiner Herstellung gesintert. Das Sintern des Hydroxylapatits bei hohen Temperaturen bis zu ca. 1200 °C führt zu einem Körper mit dichter Struktur und geringer Porosität. Diese Poren sind nicht interkonnektierend und haben Größen ausschließlich im Mikrometerbereich. Kleinere Poren im Nanometerbereich kommen nicht vor. Der gesinterte Hydroxylapatit-Kör- per wird nicht bzw. nur extrem langsam abgebaut. Es ist damit nicht optimal geeignet für die Therapie knöcherner Defekte, da es noch nach Jahren im Körper nachgewiesen wird.
Reines ungesintertes Hydroxylapatit wird bislang auf physikalischem Wege stabilisiert, nämlich durch Umklammerung des Hydroxylapatits durch Siliziumoxid (Sol-Gel-Prozeß) oder durch eine wässrige Emulsion (Schaum). Beide Formen physikalisch stabilisierter ungesinterter Hydroxylapatite sind nicht ideal zum Einsatz als Knochenersatzmaterial geeignet, weil sie sich ebenfalls nicht mit dem umgebenden Knochen verbinden und somit herausbröseln können. Beim Abbinde- vorgang der physikalischen Stabilisierung des Knochenzements werden Wärme bis zu 70 °C sowie giftige Substanzen freigesetzt, die zu Komplikationen bis hin zu Todesfällen führen können, die auf den Abbindevorgang zurückzuführen sind. Reines ungesintertes Hydroxyla- patit wird durch Knochenfresszellen (Osteoklasten) physiologisch abgebaut. Dadurch wird die Knochenneubildung nicht gestört.
Als Alternative zum Hydroxylapatit wurde ß-Trikalziumphosphat (ßTCP) in die klinische Anwendung eingeführt. Dieses Material geht bei einem physiologischen pH-Wert in Lösung und verschwindet damit, theoretisch, aus dem Knochendefekt. Der Zusatz von ß-Trikalzi- umphosphat (ßTCP) zu HA führt allerdings zu einem unphysiologischen Abbau, denn das Verschwinden (Auflösen) des ßTCP erfolgt im Gegensatz zu einem physiologischen Abbau durch Osteoklasten vielmehr unphysiologisch über eine Entzündung durch Leukozyten und Makrophagen. Die eingebrachten Kalzium- und Phosphationen werden über die Niere ausgeschieden und damit nicht in den Defekt eingebaut. Wegen dieses unphysiologischen Abbauweges des Biomaterials ist die Geschwindigkeit des Abbaus nicht sicher vorhersehbar und es wird die Knochenneubildung massiv gestört. Aufgrund der Entzündungsreaktion bindet das Material auch nicht an das umliegende Knochengewebe an. Daher ist ßTCP ebenfalls nicht optimal geeignet für die Therapie von Knochendefekten.
Auch bei einer Vermischung von HA mit ßTCP waren die klinischen Ergebnisse nicht zufriedenstellend. Sun et al., „The effects of calcium phosphate particles on the growth of osteoblasts.” J. Biomed. Mater. Res.; 37(3):324-334 (1997) berichteten über eine Wachstumshemmung der Osteoblasten durch das hinzugefügte ß-Trikalziumphos- phat. Einen neuartigen Ansatz stellte die Einführung ungesinterter nanostrukturierter Hydroxylapatit-Xerogele dar (vgl. Gerber: DE 198 25 419, DE 103 38 634). Dieses Material ist unter dem Markennamen Nanobone® erhältlich und wird biodegradiert. Der Abbau erfolgt durch Osteoklasten (Knochenabbauzellen). Da ein Osteoklast mit einem Osteoblast (knochenbildende Zelle) „verbunden" ist, erfolgt der Abbau des Biomaterials mit der gleichen Geschwindigkeit, in der Knochen neu gebildet wird. Damit sind die Probleme konventioneller Hydroxylapatite und ßTCP gelöst.
Aufgrund der Fixierung der einzelnen HA-Partikel im Nanometerbereich mit Siliziumoxid ist dieses Material (Nanobone®) als Granulat erhältlich. Wegen seiner pulvrigen Konsistent ist dieses Material nicht sicher ortsständig und wird gerade bei der Anwendung in der Mundhöhle oder in der Kieferhöhle herausgespült und führt dann doch zum Misserfolg. Die Stabilisierung von hochreinem nanostrukturierten HA in einer gesättigten wässrigen Lösung, als Alternative zum Siliziumoxid, führt ebenfalls zu keiner sicheren Fixierung im Knochendefekt in der Mundhöhle. Ungesintertes HA mit einer Partikelgröße im Nanometerbereich führt jedoch zu einer sicheren Verknöcherung von Knochendefekten kritischer Größe, wenn dieses Material im Knochendefekt sicher eingebracht werden kann.
Alle hierüber beschriebenen Biomaterialien können nur in ein gesundes Knochenlager eingebracht werden, das frei von Infektionen ist. Die Ausheilung infizierter Knochendefekte und -areale erstreckt sich über Wochen bis Monate, da häufig die Medikamente, z.B. Antibiotika, nicht an den Erkrankungsherd gelangen. Häufig werden deshalb in der Medizin lokale Medikamententräger eingesetzt, insbesondere, wenn lokal hohe Medikamentendosen appliziert werden müssen oder wo auf Grund einer gestörten lokalen Blutversorgung keine Medikamente hingelangen können. Als Trägersysteme zur Anwendung am Knochen können resorbierbare (resorptive) und nicht resorbierbare Trägersysteme verwendet werden. Resorptive Medikamententräger sind oft hämostyptische (blutstillende) Vliesstoffe, wie z.B. Kollagen oder auch Gelatine, oder sie bestehen aus Kalziumsalzen. Eine Kollagenbasis ist ungünstig, da Fremdeiweiße zu allergischen Reaktionen führen können. Gelatine stabilisiert das Koagulum im Defekt nur für kurze Zeit und wird dann resorbiert. Kalziumsalze sind in der Regel Komposite aus Kalziumsulfat und Kalziumkarbonat (z.B. Herafill®; Fa.Heareus Medical). Da der Knochen jedoch aus Hydroxylapatit besteht, ist der Ansatz mit einem Kalziumsulfat/Kalziumkarbonat unphysiologisch und die Reaktion dieses Materials nicht vorhersehbar.
Diese Nachteile werden vermieden, wenn nicht resorbierbare Trägermaterialien eingesetzt werden. Der Hauptnachteil hierbei besteht in dem stets notwendigen Zweiteingriff zur Entfernung des Trägersystems. Der am Patienten am häufigsten eingesetzte nicht resorbierbare Träger ist die sogenannte PMMA-Kette bzw. PMMA-Perlenkette (vgl. Sachweh et al., „Gentamicin-PMMA-Ketten bei Problemwunden in der Weichteilchirurgie“ Langenbecks Archiv für Chirurgie; 366, 1 ; 697 (1985)). Das Polymethylmethacrylat wird in kleine Kugeln geformt, die auf einem chirurgischen Draht aufgereiht werden. PMMA- Fixationszemente (Synonym: Knochenzemente) können ebenfalls Antibiotikazusätze enthalten. Diese Zemente werden häufig in der Endoprothetik zum Befestigen von z.B. künstlichen Hüftgelenken eingesetzt. Dieser Knochenzement wird unmittelbar vor dem Einbringen in den Knochendefekt angerührt und bindet dann in einer exothermen Reaktion im Körper des Patienten ab. Dabei entstehen im Wundgebiet Temperaturen von bis zu 70 °C. Weiterhin werden während der Abbindeprozesses giftige Substanzen freigesetzt, so dass eine erhöhte Morbidität und Mortalität auftreten kann (vgl. C. Gaik et al., „Bone cement implantation syndrome - pathophysiology, diagnostics & treatment options“, Anästh Intensivmed 2019;60: 124-133).
In der Therapie infizierter Knochen werden zur Zeit Medikamenträger auf PMMA-Basis (Polymethylacrylat-Basis) verwendet. Ein Beispiel ist die Gentamycin-PMMA-Kette Septopal® der Firma Biomet. Der Nachteil bei den Medikamenträgersystemen auf PMMA-Basis besteht in der Notwendigkeit zum Zweiteingriff zur operativen Entfernung der PMMA-Kette. Ein weiterer Nachteil dieses Trägersystems besteht in der mangelnden Stabilisierung von Knochendefekten.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Medikamententräger und ein Verfahren zu dessen Herstellung zur Verfügung zu stellen, die zur Verwendung zur Behandlung von Knochenerkrankungen geeignet ist und die Nachteile der hierüber beschriebenen Materialien vermeidet.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zur Herstellung eines Medikamententrägers mit den folgenden Schritten gelöst: a) Herstellen eines granulären Gemischs durch Mischen von ungesintertem Hydroxylapatit mit einer Partikelgröße von weniger als 500 nm, insbesondere 60 nm bis 200 nm, und einem Pektin einerseits sowie einer wässrigen Suspension eines wasserlöslichen Arzneimittels andererseits, b) Herstellen einer Masse durch Hinzufügen der Suspension zum granulären Gemisch im Verhältnis von 10 bis 70 Vol.-% Suspension zu 90 bis 30 Vol.-% Gemisch, insbesondere im Verhältnis 50 Vol.-% zu 50 Vol.-%, c) Formen des Medikamententrägers aus der Masse, während diese in einer Chelatkomplexierung des Pektins und des Hydro- xylapatits geliert.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird das Hydroxylapatit und das Pektin jeweils als trockenes Granulat vorbereitet und die Granulate miteinander zu einem trockenen Granulatgemisch vermischt. Anschließend wird die ebenfalls bereits vorbereitete wässrige Suspension, die das gewünschte Arzneimittel enthält, zu dem trockenen Granulatgemisch hinzugegeben. In der so entstandenen liquiden Phase geliert bzw. verfestigt sich die so hergestellte Masse in einer Chelatkomplexierung der Makromoleküle des Pektins zu einem hochporösen Medikamententräger, dessen Poren mit der wässrigen Suspension des Medikaments oder der Medikamente gefüllt sind.
Der zugrundeliegende Mechanismus der Gelierung ist bekannt. Obwohl Pektinmoleküle sehr groß sind, sind sie als Hydrokolloide aufgrund der freien Carbonsäure-Gruppen der Galacturonsäure-Bau- steine in nur wenig Wasser gut löslich. In wässriger Lösung dissoziieren die Säuregruppen. Dadurch entstehen anionische Säurereste, die gleichmäßig über das Makromolekül verteilt sind. Die negative Ladung sorgt dafür, dass die Pektinmoleküle sich elektrostatisch abstoßen. Weiterhin bilden sich um diese Ladungsträger Hydrathüllen, die eine Annäherung der Moleküle zusätzlich verhindern. Zum Gelieren muss diese Barriere überwunden werden, was im erfindungsgemäßen Fall durch eine Chelatkomplexierung mit mehrwertigen Kationen des Hydroxylapatits erfolgt, so dass sich ein Gel ausbildet, in dem die mehrwertigen Kationen die Pektinketten in einem dreidimensionalen Netzwerk Zusammenhalten und auf diese Weise auch die Hydroxylapatit-Granulen stabilisieren.
Der Einsatz in die Knochenwunde bzw. den betroffenen Bereich erfolgt kurz nach der Hinzufügung der Suspension zum Granulat im noch formbaren Zustand vor Abschluss der Chelatkomplexierung. Der so hergestellte Medikamententräger verbindet sich durch eine koordinative Bindung mit dem Kalzium im umgebenden Knochen. Dadurch wird eine sichere Fixation des Biomaterials im Wundgebiet erzielt. Der Abbindevorgang beginnt somit außerhalb des menschlichen Körpers und kommt im Knochendefekt zum Abschluss. Die Art des Abbindens über eine Chelatkomplexierung führt zu einem Verkleben des Materials mit dem Knochenlager, so dass es sicher im Knochendefekt verbleibt.
Die Chelatkomplexierung erfolgt im neutralen Milieu der wässrigen Lösung und ist isotherm, also ohne Änderung der Temperatur. Es werden auch keine schädlichen Substanzen freigesetzt, so dass das Knochengewebe des Patienten dadurch nicht geschädigt wird. Bei allen bisherigen Knochenersatzmaterialien auf der Basis von Hydro- xylapatit oder ßTCP bzw. deren Kombination erfolgt die komplette Herstellung des Knochenersatzmaterials außerdem außerhalb des Knochendefekts. Daher ist ein „Verkleben“ des Materials mit dem Knochendefektrand nicht mehr möglich. Im Gegensatz dazu wird die Abbindereaktion (Chelatreaktion) bei dem erfindungsgemäßen Verfahren im Defektbereich beendet. Dies ist möglich, da die Chelatreaktion nicht exotherm, also nicht unter Wärmeabgabe, und auch nicht unter Ausscheidung giftiger Substanzen verläuft. Dabei erfolgt während der Chelatreaktion eine koordinative Verbindung zum Kalzium des umgebenden Knochendefektrandes und damit eine sichere Stabilisierung im Knochendefekt.
Beim Einbringen in eine Knochentasche ist das erfindungsgemäß herstellbare Knochenersatzmaterial plastisch, so dass es vom Operateur der individuellen Defektsituation angepasst werden kann. So kann es unter anderem minimalinvasiv über eine Kanüle oder über eine Spritze in einen Defekt eingebracht werden, zum Beispiel zum Auffüllen von Zahnfleischknochentaschen. Außerdem können erstmals Läsionen im Zahnschmelzbereich, wie z.B. eine beginnende Karies, symptomatisch behandelt werden. Das Material ist hochporös mit interkonnektierenden Poren und kann durch den Zusatz beispielsweise von Antibiotika auch in infizierte Knochentaschen eingebracht werden.
Als Pektine können verschiedene Pektine oder pektinhaltige Stoffe verwendet werden. So wird als Pektin in Ausführungsformen Apfelpektin, Citruspektin und/oder Agaropektin in Agar verwendet. Agar bzw. Agar Agar enthält ca. 30 % Agaropektin. Die Erfindung ist hierauf nicht beschränkt, auch andere Pektine können im Rahmen der Erfindung eingesetzt werden.
In Ausführungsformen wird zur Herstellung des trockenen Granulatgemischs das Hydroxylapatit mit dem Pektin (fester Bestandteil) im Verhältnis 95 Vol.-% bis 50 Vol.-% Hydroxylapatit zu 5 Vol.-% bis 50 Vol.-% Pektin gemischt, insbesondere 80 Vol.-% Hydroxylapatit zu 20 Vol.-% Pektin. Das Mischungsverhältnis ist der Anwendung entsprechend einstellbar. Ein größerer Wert des Verhältnisses ergibt einen dichteren Materialträger, ein kleinerer Wert erhöht die Porosität. Brauchbare Mischungsverhältnisse von Hydroxylapatit zu Pektin einerseits und Verhältnisse von Suspension zu Granulat andererseits können durch Versuche leicht ermittelt werden. So kann es, wenn relativ mehr Suspension verwendet wird, günstig sein, im Granulat gleichzeitig die relative Menge an Pektin zum Hydroxylapatit zu erhöhen, um eine stabilisierende Gelierung zu erzielen.
Das Vermischen des Hydroxylapatits mit dem Pektin erfolgt in Ausführungsformen des Verfahrens unter ständigem Verrühren, insbesondere bei einer Temperatur von bis zu 80 °C, insbesondere im Temperaturbereich von 15 °C bis 25 °C, und/oder bei einem Herstellungsdruck von 50 kPa bis 1000 kPa, insbesondere zwischen 100 kPa und 200 kPa. Die Produktion bei oder um Zimmertemperatur ist besonders effizient, weil sie keine besonderen Heiz- oder Kühlvorrichtungen benötigt. Bei höheren Temperaturen kann die Reaktion gegebenenfalls schneller ablaufen, wobei eine Grenze dort besteht, wo die organischen Komponenten und die Medikamente degradieren. Ähnliche Überlegungen gelten für den Druck, bei dem das Granulat hergestellt wird. Der optimale Druck kann vom konkreten Mischungsverhältnis von Hydroxylapatit zu Pektin abhängen und kann in einer kurzen Testreihe herausgefunden werden. Bei einem höheren Anteil an Pektin im Granulatgemisch kann ein höherer Druck nötig sein als bei einem geringeren Anteil, um zu der gewünschten Struktur des Endprodukts zu gelangen.
Die wässrige Suspension wird vorzugsweise auf der Basis von aqua ad iniectabilia, einer physiologischen Kochsalzlösung oder Blut eines Patienten hergestellt. Aqua ad iniectabilia („Wasser für Injektionszwecke“) ist ein Wasser von besonders reiner Qualität, welches nach anerkannten pharmazeutischen Regeln hergestellt, gelagert und angewendet wird, beispielsweise gemäß dem Europäischen Arzneibuch oder dem Deutschen Arzneibuch. Auch physiologische Kochsalzlösungen oder zuvor entnommenes Blut bzw. das Blutplasma eines Patienten können als Lösungsmittel für einige Arzneimittel verwendet werden.
In Ausführungsformen wird oder werden als Arzneimittel ein oder mehrere Antibiotika und/oder Zytostatika in die Suspension eingebracht.
Die Masse des Medikamententrägers weist vorteilhafterweise bei der Chelatkomplexierung einen pH-Wert von 6 bis 8, insbesondere 7, auf. Dies sorgt dafür, dass das umgebende Knochengewebe nicht durch ein zu saures oder basisches Milieu des Medikamententrägers angegriffen wird. Die Chelatkomplexierung des Hydroxylapatits mit dem Pektin in der wässrigen Suspension ist dementsprechend neutral eingestellt.
Die Vermischung der Suspension mit dem Gemisch im Verfahrensschritt c) erfolgt vorteilhafterweise extrakorporal, wobei insbesondere das Gelieren der Masse des Medikamententrägers durch Chelatkomplexierung im Verfahrensschritt d) zum Teil extrakorporal und zum Teil intrakorporal nach Einbringen der Masse oder eines Teils der Masse in eine Schadstelle in einem Knochen erfolgt. Hierzu wird zunächst das Granulat extrakorporal in einen Mischbehälter, beispielsweise eine sterile Schale oder Schüssel, gegeben und anschließend die Suspension hinzugegeben. Durch ständiges Verrühren der Suspension mit dem Granulat in dem Mischbehälter entsteht eine homogene streich- bzw. fließfähige Paste. Dieses pastenartige Material wird dann, beispielsweise innerhalb von 10 Minuten, in den Knochendefekt eingebracht und härtet dort weiter aus.
Der Knochendefekt soll chirurgisch trocken und frei von einer ungestillten Blutung sein. Das Material füllt vorzugsweise den gesamten Knochendefekt aus und schließt mit der Außenkortikalis des Knochens bündig ab. Eine leichte Übermodelation des eingebrachten Knochenersatzmaterials ist möglich. Das Material ist nach 10 Minuten ausreichend stabil, so dass der Defektbereich durch die umgebenden Weichteile verschlossen werden kann. Eine zusätzliche Stabilisierung durch eine Membran oder ein z.B. Titanmesh ist möglich. Maßnahmen zur Kühlung während des Abbindevorgangs im Knochendefekt sind nicht notwendig, da keine Wärme während der Chelatreak- tion des Abbindeprozesses entsteht. Bei Hohlräumen in Knochen wie Zysten oder bei Osteoporose kann die noch fließfähige Paste mittels einer Spritze eingebracht werden.
In Ausführungsformen werden das trockene Gemisch und die wässrige Suspension im Verfahrensschritt a) zunächst getrennt voneinander hergestellt und vorportioniert, steril und hermetisch verpackt, und erfolgt die Herstellung der Masse im Verfahrensschritt b) erst später unmittelbar vor einer Anwendung, nachdem das Gemisch und die Suspension entpackt wurden. Dies bedeutet, dass die festen und flüssigen Bestandteile als separate Teile eines Materialsatzes hergestellt und vertrieben werden können, fertig vorkonfektioniert, so dass in der Arztpraxis nur noch das Hinzugeben der Suspension zum Granulat und das Verrühren erfolgt, üblicherweise durch eine Arzthelferin oder einen Arzthelfer, oder durch den behandelnden Arzt selbst.
Die der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe wird auch durch einen Medikamententräger für die Behandlung von medikamentös behandelbaren Knochenkrankheiten oder Knochenverletzungen gelöst, herstellbar oder hergestellt in einem zuvor beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren, mit einem durch eine wässrige Suspension wenigstens eines wasserlöslichen Medikaments stabilisierten Gemisch aus Hydroxylapatit und einem Pektin, welcher nach seiner Verfestigung eine mit der wässrigen Suspension des wenigstens einen Medikaments gefüllte Porenstruktur aufweist. Der nach dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellte oder herstellbare Medikamententräger verwirklicht die gleichen Vorteile, Eigenschaften und Merkmale wie das zuvor beschriebene Verfahren.
In Ausführungsformen des Medikamententrägers weist die Porenstruktur einen Volumenanteil von 60 % oder mehr interkonnektieren- der Poren auf. Damit handelt es sich um einen hochporösen Körper, dessen Lumen die wässrige Suspension des jeweils gewählten Medikaments enthält und an das umgebende Knochengewebe abgeben kann. Das interkonnektierende Porensystem dient auch zur Konduk- tion von Osteoblasten und Osteoklasten sowie als Struktur, in die sich neu bildendes Knochenmaterial einwachsen kann.
Die Porenstruktur weist vorzugsweise Nanoporen mit Porengrößen im Nanometerbereich, Mikroporen im unteren Mikrometerbereich und Makroporen im oberen Mikrometer- bis Millimeterbereich auf. Der Nanometerbereich deckt den Bereich von 1 nm bis ca. 1000 nm ab, die Mikroporen den Bereich zwischen ca. 1 pm bis ca. 500 pm und die Makroporen den Bereich zwischen ca. 500 pm bis ca. 2 mm. Dies bedeutet, dass die Porengrößen eine sehr große Streuung haben und mehrere Größenordnungen vom Nanometerbereich bis zumindest in den oberen Mikrometerbereich, insbesondere bis in den Millimeterbereich hinein, abdecken. Damit wird eine Bandbreite von Funktionen der Poren abgedeckt. So nehmen die Nanoporen durch kapillare Sogwirkung passiv die Gewebeflüssigkeit des Implantatlagers, also des umgebenden Knochengewebes, auf und erlauben über van der Waals'sche Kräfte die Anlagerung von Proteinen an die ungesinterten Hydroxylapatit-Partikel. Hierdurch entsteht eine osteoinduktive Eigenschaft des Medikamententrägers, es entsteht ein zytotaktischer Reiz für die Osteoklasten. Die Osteoklasten gelangen über die Mikroporen an das ungesinterte Hydroxylapatit und biodegradieren es. Die Mikroporen erlauben den Ein- und Durchtritt von Zellen und sind für die Osteokonduktion des Biomaterials verantwortlich. Durch die Verlinkung der Osteoklasten mit den Osteoblasten erfolgt gleichzeitig ein Aufbau neuen Knochenmaterials. Die Makroporen erlauben u.a. das Einwachsen von Gefäßen in das poröse Material des Medikamententrägers.
Der Medikamententräger kann auch als individualisierter dreidimensionaler Formkörper hergestellt werden. Hierfür kann zunächst die Form eines Hohlraums oder einer Knochenschädigung erfasst werden und der Medikamententräger in entsprechender Form hergestellt werden und nach seinem Aushärten in das Implantatlager eingesetzt werden.
Die der Erfindung zugrundeliegende Aufgabe wird auch durch einen Materialsatz zur Herstellung eines zuvor beschriebenen Medikamententrägers gelöst, umfassend ein vorportioniertes und gemäß Verfahrensschritt a) des Anspruchs 1 hergestelltes granuläres Gemisch von ungesintertem Hydroxylapatit mit einer Partikelgröße von weniger als 500 nm, insbesondere 60 nm bis 200 nm, und einem Pektin, und eine vorportionierte und gemäß Verfahrensschritt a) des Anspruchs 1 hergestellte wässrige Suspension eines wasserlöslichen Arzneimittels. Dieser Materialsatz kann entweder bei einem Hersteller von Knochenersatzmaterialien oder bei einem Pharmaunternehmen hergestellt werden und konfektioniert an Kliniken oder Praxen abgegeben werden. Ebenso ist es möglich, das Lösungsmittel und das Medikament für die Suspension getrennt voneinander abzugeben und erst vor Ort anzusetzen, so dass gleichartige Medikamententräger mit unterschiedlichen Medikamenten auf reproduzierbare Weise hergestellt werden können. Auch der Materialsatz erfüllt so die Vorteile, Eigenschaften und Merkmale des erfindungsgemäßen Medikamententrägers und des erfindungsgemäßen Verfahrens.
Schließlich wird die der Erfindung zugrundeliegende Aufgabe auch durch eine Verwendung eines zuvor beschriebenen erfindungsgemäßen Medikamententrägers zur Behandlung von medikamentös behandelbaren Knochenerkrankungen oder Knochenverletzungen gelöst, insbesondere zum Einsatz in infektionsgefährdeten oder bereits infizierten Knochenwunden oder Knochendefekten oder zur Therapie von Osteomyelitiden oder Osteoporose. Der Materialträger füllt eine Knochenfehlstelle mit einem biokompatiblen und unschädlichem Material aus, welches Medikamente direkt an die Stelle bringt, wo sie benötigt werden. Die Verträglichkeit führt zu schnellerer Heilung und verringerter Neigung zur Ausbildung von Komplikationen.
Weitere Merkmale der Erfindung werden aus der Beschreibung erfindungsgemäßer Ausführungsformen zusammen mit den Ansprüchen und den beigefügten Zeichnungen ersichtlich. Erfindungsgemäße Ausführungsformen können einzelne Merkmale oder eine Kombination mehrerer Merkmale erfüllen.
Im Rahmen der Erfindung sind Merkmale, die mit „insbesondere“ oder „vorzugsweise“ gekennzeichnet sind, als fakultative Merkmale zu verstehen.
Die Erfindung wird nachstehend ohne Beschränkung des allgemeinen Erfindungsgedankens anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben, wobei bezüglich aller im Text nicht näher erläuterten erfindungsgemäßen Einzelheiten ausdrücklich auf die Zeichnungen verwiesen wird. Es zeigen:
Fig. 1 ein lichtmikroskopisches Bild eines Schnittes durch einen erfindungsgemäßen Medikamententräger in 50facher Vergrößerung,
Fig. 2 ein REM-Bild einer Makropore eines erfindungsgemäßen Medikamententrägers in 50facher Vergrößerung,
Fig. 3 ein REM-Bild einer Mikropore eines erfindungsgemäßen Medikamententrägers in 3. OOOfacher Vergrößerung,
Fig. 4 ein REM-Bild einer Nanopore eines erfindungsgemäßen Medikamententrägers in 10.000facher Vergrößerung,
Fig. 5 ein REM-Bild von gesinterten 100%igen Hydroxylapatit,
Fig. 6A einen Schnitt durch einen mit ßTCP aufgefüllten Knochendefekt,
Fig. 6B einen Schnitt durch einen mit Niedertemperatur-Hydroxyla- patit aufgefüllten Knochendefekt,
Fig. 7 einen Schnitt durch einen mit einem Gemisch aus 60% Hydroxylapatit und 40% ßTCP aufgefüllten Knochendefekt mit lokaler Entzündungsreaktion,
Fig. 8A einen Schnitt durch einen mit 100% ungesintertem Hydroxylapatit aufgefüllten Knochendefekt und
Fig. 8B einen Schnitt durch einen mit 100% ungesintertem Hydroxylapatit aufgefüllten Knochendefekt mit physiologischem Abbau.
Im Folgenden werden einige Anwendungsbeispiele zur Herstellung erfindungsgemäßer Medikamententräger vorgestellt.
In der klinischen Anwendung wird unterschieden in der Behandlung von zwei- und dreiwandigen Defekten einerseits und der Therapie von Hohlräumen im Knochen, wie z.B. Zysten und osteoporotischen Defekten, andererseits.
Bei der Anwendung des erfindungsgemäß hergestellten Medikamententrägers bei zwei- und dreiwandigen Knochendefekten wird ein Granulat aus Hydroxylapatit und Pektin unmittelbar vor der Anwendung beispielsweise in eine sterile Schale bzw. Schüssel gegeben. Anschließend wird die Suspension mit dem Arzneimittel hinzugegeben. Die Suspension wird nach den Vorgaben des jeweiligen Arzneimittelherstellers angefertigt oder eine vorgefertigte liquide Darreichung des Arzneimittelherstellers verwendet. Durch ständiges Verrühren der Suspension mit dem Granulat in einem sterilen Gefäß entsteht eine homogene streichfähige Paste. Diese pastenartige Masse wird dann innerhalb von 10 Minuten in den Knochendefekt eingebracht. Der Knochendefekt sollte chirurgisch trocken und frei von einer ungestillten Blutung sein. Das Material ist so bemessen, dass es den gesamten Knochendefekt ausfüllt und mit der Außenkortikalis des Knochens bündig abschließt. Eine leichte Übermodelation des eingebrachten Knochenersatzmaterials ist möglich. Das Material ist nach 10 Minuten ausreichend stabil, so dass der Defektbereich durch die umgebenden Weichteile verschlossen werden kann. Eine zusätzliche Stabilisierung durch eine Membran oder ein z.B. Titanmesh ist möglich. Maßnahmen zur Kühlung während des Abbindevorgangs im Knochendefekt sind nicht notwendig, da während der Chelatkomple- xierung des Abbindeprozesses keine Wärme entsteht.
Zur Behandlung von Hohlräumen im Knochen, wie z.B. bei Zysten oder Osteoporose, mit dem erfindungsgemäßen Medikamententräger wird zunächst das Granulat in eine sterile Schale bzw. Schüssel gegeben. Anschließend wird die Suspension mit dem Arzneimittel hinzugegeben. Die Suspension wird nach den Vorgaben des jeweiligen Arzneimittelherstellers angefertigt oder als vorgefertigte liquide Darreichung des Arzneimittelherstellers verwendet. Das Verhältnis von Granulat zur Suspension beträgt dabei beispielsweise 1 Volumenteil zu 2 Volumenteilen. Ein anderes Mischungsverhältnis ist im individuellen Fall möglich. Durch ständiges Verrühren der Suspension mit dem Granulat in einem sterilen Gefäß entsteht eine homogene fließfähige Paste. Dieses fließfähige Material wird dann innerhalb von 10 Minuten in eine Spritze eingebracht. Anschließend wird das Zielgebiet, z.B. ein zystenartiger, im Knochen liegender Bereich, durch die Spritze mit dem fließfähigen Material aufgefüllt.
Durch die Chelatkomplexierung entsteht ein hochporöser erfindungsgemäßer Hydroxylapatit-Pektin-Medikamententräger, der eine sichere Applikation des gewählten Arzneimittels im Zielgebiet, beispielsweise infektgefährdeter Knochen bzw. bereits infizierter Knochen oder Knochendefekte, ermöglicht.
Ein solcher Medikamententräger ist in Fig. 1 im Querschnitt lichtmikroskopisch abgebildet. Der erfindungsgemäße Medikamententräger beruht auf einem Gemisch aus 80 Vol.-% Hydroxylapatit und 20 Vol.- % Apfelpektin, zu dem aqua ad iniectabilia im Verhältnis 50 Vol.-% zu 50 Vol.-% hinzugefügt wurde. Er hat eine Gesamtporosität von > 75 Vol.-% und weist eine Struktur interkonnektierender Poren im Nanometerbereich (Nanoporen), im unteren Mikrometerbereich (Mikroporen) und im oberen Mikrometer- bis Millimeterbereich (Makroporen) auf, wie in den Fig. 2 bis 4 mit steigender Vergrößerung dargestellt. Entlang der horizontalen Linien erfolgte die Berechnung der Porosität. Die Interkonnektivität der Poren ergibt sich aus der Chelatkomplexierung im flüssigen Medium, im gezeigten Ausführungsbeispiel bei Zimmertemperatur und Atmosphärendruck (ca. 100 kPa). Die Erfindung ist nicht auf das Ausführungsbeispiel beschränkt. Vielmehr werden ähnliche Ergebnisse auch mit anderen Mischungsverhältnissen, Pektinen und Herstellungsparametern innerhalb der beschriebenen Grenzen erzielt.
Makroporen sind in Fig. 2 unter 50facher Vergrößerung gut zu erken- nen. Diese bieten Raum, damit Gefäße hineinwachsen und sich verankern können.
Die in Fig. 4 unter 10.000facher Vergrößerung dargestellten Nanoporen nehmen durch kapillare Sogwirkung passiv die Gewebeflüssigkeit des Implantatlagers auf und erlauben über van der Waals'sche Kräfte die Anlagerung von Proteinen an die ungesinterten Hydroxyla- patit-Partikel . Hierdurch entsteht eine osteoinduktive Eigenschaft des neuartigen Knochenaufbaumaterials. Gleichzeitig entsteht ein zy- totaktischer Reiz für die Osteoklasten, die über die in Fig. 3 unter 3. OOOfacher Vergrößerung dargestellten Mikroporen an das ungesinterte Hydroxylapatit gelangen und es biodegradieren. Damit sind die Mikroporen verantwortlich für die Osteokonduktion des erfindungsgemäßen Medikamententrägers. Durch die Verlinkung der Osteoklasten mit den Osteoblasten erfolgt gleichzeitig ein Knochenaufbau.
Zu den separat fabrizierten Hydroxylapatitpartikeln mit einer Länge von weniger als 500nm wird Pektin, bevorzugt Apfelpektin, hinzugegeben. Es sind jedoch auch andere Pektin-Arten, wie z.B. Citruspek- tin usw., aber alternativ auch Agar, welches Agaropektin enthält, möglich. Die Herstellungstemperatur liegt bevorzugt im Bereich von 15 °C bis 25 °C und der Herstellungsdruck in einem Bereich von 50 kPa bis 200 kPa. Alternativ sind höhere Temperaturen und Drücke während der Herstellung möglich. Das Verhältnis des Hydroxylapatit- Pektin-Gemischs zu der wässrigen Suspension ist, entsprechend der gewünschten mechanischen Eigenschaften, frei wählbar. Bevorzugt liegt es im Bereich von 50 Vol.-% zu 50 Vol.-%. Alternativ sind andere Mischungsverhältnisse möglich. Die Kombination mit weiteren Arzneimittel, wie z.B. Antibiotika, erfolgt in der Suspension, deren Basis aqua ad iniectabilia ist. Es resultiert ein klinisch leicht zu verarbeitendes Knochenaufbaumaterial, das stabil im Defekt verbleibt. Das einfach umsetzbare Verfahren und sein Endprodukt sind für Hersteller von Knochenersatzmaterialien sowie von Pharmazeutika von Interesse, ebenso wie für Anwender in der Knochenheilkunde.
Die Vorteile des erfindungsgemäß hergestellten Materials gegenüber anderen bekannten Knochenersatzmaterialien werden in den folgenden Figuren verdeutlicht.
Fig. 5 zeigt ein REM-Bild von gesinterten 100%igen Hydroxylapatit. Es handelt sich um ein fast vollständig verdichtetes Sintermaterial mit nur wenigen Poren im Mikrometerbereich, die untereinander nicht verbunden sind. Dieser Werkstoff eignet sich aufgrund seiner mangelnden Porosität nicht als Medikamententräger und kann auch keine Bindung mit dem umliegenden Knochengewebe eines Knochendefekts eingehen.
Fig. 6A stellt einen Schnitt durch einen mit ßTCP aufgefüllten Knochendefekt dar. Bei den dunkel dargestellten Einlagerungen handelt es sich um ßTCP-Partikel 10, die von einem Leukozytenwall 12 umgeben sind, welcher Teil einer Entzündungsreaktion und damit unphysiologischen Abbaus ist. Dadurch kommt es zu einem nur unvollständigen Knochendurchbau.
In dem in Fig. 6B gezeigten Schnitt durch einen Knochendefekt, der mit Niedertemperatur-Hydroxylapatit aufgefüllten worden war, sind entsprechende unphysiologische Strukturen nicht zu entdecken. Der Knochenabbau ist vielmehr über Osteoklasten mit gleichzeitigem Wiederaufbau von Knochengewebe mittels Osteoblasten erfolgt. Es ergibt sich ein vollständiger Knochendurchbau ohne Reste des Hyd- roxylapatits. Fig. 7 zeigt einen Schnitt durch einen mit einem Gemisch aus 60% Hydroxylapatit und 40% ßTCP aufgefüllten Knochendefekt mit lokaler Entzündungsreaktion. Die Partikel 10 aus dem Gemisch erscheinen dunkel und sind von hellerem Knochenmaterial 15 umgeben. In diesem läuft eine Leukozyteninfiltration 20 auf, die als dunkleres Gebiet im umgebenden Knochenmaterial 15 erkennbar ist. Diese Leukozyteninfiltration 20 ist Teil einer Entzündungsreaktion, die das Gemisch unphysiologisch abbaut und die Knochenneubildung stört.
Fig. 8A stellt einen Schnitt durch einen mit 100% ungesintertem Hydroxylapatit aufgefüllten Knochendefekt dar, in dem HA-Partikel wiederum dunkel erscheinen. Es ist keine Leukozyteninfiltration vorhanden. In Fig. 8B ist wie in Fig. 8A ebenfalls ein Schnitt durch einen mit 100% ungesintertem Hydroxylapatit aufgefüllten Knochendefekt gezeigt, wobei in diesem Fall der physiologische Abbau durch Osteoklasten 21 sichtbar ist.
Alle genannten Merkmale, auch die den Zeichnungen allein zu entnehmenden sowie auch einzelne Merkmale, die in Kombination mit anderen Merkmalen offenbart sind, werden allein und in Kombination als erfindungswesentlich angesehen. Erfindungsgemäße Ausführungsformen können durch einzelne Merkmale oder eine Kombination mehrerer Merkmale erfüllt sein.
Bezugszeichenliste
10 ßTCP-Partikel
12 Leukozytenwall 15 Knochenmaterial
20 Leukozyteninfiltration
21 Osteoklast

Claims

- 23 -
Patentansprüche
1. Verfahren zur Herstellung eines Medikamententrägers mit den folgenden Schritten: a) Herstellen eines granulären Gemischs durch Mischen von ungesintertem Hydroxylapatit mit einer Partikelgröße von weniger als 500 nm, insbesondere 60 nm bis 200 nm, und einem Pektin einerseits sowie einer wässrigen Suspension eines wasserlöslichen Arzneimittels andererseits, b) Herstellen einer Masse durch Hinzufügen der Suspension zum granulären Gemisch im Verhältnis von 10 bis 70 Vol.- % Suspension zu 90 bis 30 Vol.-% Gemisch, insbesondere im Verhältnis 50 Vol.-% zu 50 Vol.-%, c) Formen des Medikamententrägers aus der Masse, während diese in einer Chelatkomplexierung des Pektins und des Hydroxylapatits geliert. Verfahren nach Patentanspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass als Pektin Apfelpektin, Citruspektin und/oder Agaropektin in Agar verwendet wird. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Hydroxylapatit mit dem Pektin (fester Bestandteil) im Verhältnis 95 Vol.-% bis 50 Vol.-% Hydroxylapatit zu 5 Vol.-% bis 50 Vol.-% Pektin gemischt wird, insbesondere 80 Vol.-% Hydroxylapatit zu 20 Vol.-% Pektin. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Vermischen des Hydroxylapatits mit dem Pektin unter ständigem Verrühren erfolgt, insbesondere bei einer Temperatur von bis zu 80 °C, insbesondere im Temperaturbereich von 15 °C bis 25 °C, und/oder bei einem Herstellungsdruck von 50 kPa bis 1000 kPa, insbesondere zwischen 100 kPa und 200 kPa. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die wässrige Suspension auf der Basis von aqua ad iniectabilia, einer physiologischen Kochsalzlösung oder Blut eines Patienten hergestellt wird. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass als Arzneimittel ein oder mehrere Antibiotika und/oder Zytostatika in die Suspension eingebracht wird oder werden. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Masse des Medikamententrägers bei der Chelatkomplexierung einen pH-Wert von 6 bis 8, insbesondere 7, aufweist.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Vermischung der Suspension mit dem Gemisch im Verfahrensschritt c) extrakorporal erfolgt, wobei insbesondere das Gelieren der Masse des Medikamententrägers durch Chelatkomplexierung im Verfahrensschritt d) zum Teil extrakorporal und zum Teil intrakorporal nach Einbringen der Masse oder eines Teils der Masse in eine Schadstelle in einem Knochen erfolgt.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass das trockene Gemisch und die wässrige Suspension im Verfahrensschritt a) zunächst getrennt voneinander hergestellt und vorportioniert, steril und hermetisch verpackt werden, und die Herstellung der Masse im Verfahrensschritt b) erst später unmittelbar vor einer Anwendung erfolgt, nachdem das Gemisch und die Suspension entpackt wurden.
10. Medikamententräger für die Behandlung von medikamentös behandelbaren Knochenkrankheiten oder Knochenverletzungen, herstellbar oder hergestellt in einem Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 9, mit einem durch eine wässrige Suspension wenigstens eines wasserlöslichen Medikaments stabilisierten Gemisch aus Hydroxylapatit und einem Pektin, welcher nach seiner Verfestigung eine mit der wässrigen Suspension des wenigstens einen Medikaments gefüllte Porenstruktur aufweist.
11. Medikamententräger nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Porenstruktur einen Volumenanteil von 60 % oder mehr interkonnektierender Poren aufweist. - 26 - Medikamententräger nach Anspruch 10 oder 11 , dadurch gekennzeichnet, dass die Porenstruktur Nanoporen mit Porengrößen im Nanometerbereich, Mikroporen im unteren Mikrometerbereich und Makroporen im oberen Mikrometer- bis Millimeterbereich aufweist. Medikamententräger nach einem der Ansprüche 10 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass er als individualisierter dreidimensionaler Formkörper hergestellt wird. Materialsatz zur Herstellung eines Medikamententrägers nach einem der Ansprüche 10 bis 13, umfassend ein vorportioniertes und gemäß Verfahrensschritt a) des Anspruchs 1 hergestelltes granuläres Gemisch von ungesintertem Hydroxylapatit mit einer Partikelgröße von weniger als 500 nm, insbesondere 60 nm bis 200 nm, und einem Pektin, und eine vorportionierte und gemäß Verfahrensschritt a) des Anspruchs 1 hergestellte wässrige Suspension eines wasserlöslichen Arzneimittels. Verwendung eines Medikamententrägers nach einem der Ansprüche 10 bis 13 zur Behandlung von medikamentös behandelbaren Knochenerkrankungen oder Knochenverletzungen, insbesondere zum Einsatz in infektionsgefährdeten oder bereits infizierten Knochenwunden oder Knochendefekten oder zur Therapie von Osteomyelitiden oder Osteoporose.
PCT/EP2022/051014 2021-01-22 2022-01-18 Verfahren zur herstellung eines medikamententrägers, medikamententräger, materialsatz und verwendung eines medikamententrägers WO2022157148A1 (de)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP22702418.9A EP4262903A1 (de) 2021-01-22 2022-01-18 Verfahren zur herstellung eines medikamententrägers, medikamententräger, materialsatz und verwendung eines medikamententrägers

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102021101379.8A DE102021101379A1 (de) 2021-01-22 2021-01-22 Verfahren zur Herstellung eines Medikamententrägers, Medikamententräger, Materialsatz und Verwendung eines Medikamententrägers
DE102021101379.8 2021-01-22

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2022157148A1 true WO2022157148A1 (de) 2022-07-28

Family

ID=80225888

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2022/051014 WO2022157148A1 (de) 2021-01-22 2022-01-18 Verfahren zur herstellung eines medikamententrägers, medikamententräger, materialsatz und verwendung eines medikamententrägers

Country Status (3)

Country Link
EP (1) EP4262903A1 (de)
DE (1) DE102021101379A1 (de)
WO (1) WO2022157148A1 (de)

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19825419A1 (de) 1998-06-06 1999-12-09 Gerber Thomas Verfahren zur Herstellung hochporöser Festkörper
DE10338634A1 (de) 2003-08-22 2005-03-17 Artoss Gmbh Anorganisches resorbierbares Knochenersatzmaterial mit variabler mechanischer Festigkeit und Formkörper aus diesem Material
DE102018007375A1 (de) * 2018-09-19 2020-03-19 Kai-Olaf Henkel Zwei-Komponenten-Knochenaufbaumaterial auf Hydroxylapatit-Pektinbasis

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19825419A1 (de) 1998-06-06 1999-12-09 Gerber Thomas Verfahren zur Herstellung hochporöser Festkörper
DE10338634A1 (de) 2003-08-22 2005-03-17 Artoss Gmbh Anorganisches resorbierbares Knochenersatzmaterial mit variabler mechanischer Festigkeit und Formkörper aus diesem Material
DE102018007375A1 (de) * 2018-09-19 2020-03-19 Kai-Olaf Henkel Zwei-Komponenten-Knochenaufbaumaterial auf Hydroxylapatit-Pektinbasis

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
C. GAIK ET AL.: "Bone cement implantation syndrome - pathophysiology, diagnostics & treatment options", ANÄSTH INTENSIVMED, vol. 60, 2019, pages 124 - 133
SACHWEH ET AL.: "Gentamicin-PMMA-Ketten bei Problemwunden in der Weichteilchirurgie", LANGENBECKS ARCHIV FÜR CHIRURGIE, vol. 366, no. 1, 1985, pages 697
SUN ET AL.: "The effects of calcium phosphate particles on the growth of osteoblasts", J. BIOMED. MATER. RES., vol. 37, no. 3, 1997, pages 324 - 334

Also Published As

Publication number Publication date
DE102021101379A1 (de) 2022-07-28
EP4262903A1 (de) 2023-10-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1227851B1 (de) Resorbierbares knochen-implantatmaterial sowie verfahren zur herstellung desselben
DE69729647T2 (de) Verfahren zur Herstellung von wenigkristallinem Calciumphosphat und Verfahren zu dessen Verwendung
EP2059269B1 (de) Phasen- und sedimentationsstabile, plastisch verformbare zubereitung mit intrinsischer porenbildung, bspw. zum auffüllen von knochendefekten bzw. zur verwendung als knochenersatzmaterial, und verfahren zu deren herstellung
EP0193588B1 (de) Carbonatapatit enthaltendes mittel und die verwendung von carbonatapatit für implantate
DE60004710T2 (de) Mineral-polymer hybrid-zusammensetzung
EP0701824B1 (de) Verfahren zur Herstellung von wirkstoffhaltigen Knochenzementen
WO1998007456A1 (de) Verfahren zur herstellung von wirkstoffhaltigen knochenzementen
DE19620117C1 (de) Verfahren zur Herstellung eines calciumsulfathaltigen medizinischen Präparats und calciumsulfathaltiges medizinisches Präparat
JP2007508075A (ja) 骨移植物のための複合生体材料
EP3197513A1 (de) Poröse schaumstoffe aus extrazellulärer matrix, medizinische vorrichtung aus porösem schaumstoff aus ecm und verfahren zur verwendung und herstellung davon
NL8402534A (nl) Materiaal, geschikt voor toepassing als implantatiemateriaal bij mens en dier ter vervanging van afwezig botweefsel, alsmede werkwijze ter bereiding van het materiaal.
RU2360663C1 (ru) Гель для регенерации костной ткани
NL2007850C2 (en) Injectable calcium phosphate cement comprising glucono-delta-lactone.
DE2756256A1 (de) Hilfsmittel zum bedecken und/oder ausfuellen von knochendefekten und verfahren zur herstellung desselben
CN103796688B (zh) 生物材料及其实现方法
WO2022157148A1 (de) Verfahren zur herstellung eines medikamententrägers, medikamententräger, materialsatz und verwendung eines medikamententrägers
Bojar et al. Novel chitosan-based bone substitute. A summary of in vitro and in vivo evaluation
EP1957126A2 (de) Poröses und bioverträgliches trägermaterial zur behandlung von knochen- und/oder knorpeldefekten
WO2002045722A1 (de) Zubereitung zur behandlung von flächigen, offenen wunden
US20230355394A1 (en) Moldable orthopedic composition with anti-washout property
Patel Optimising calcium phosphate cement formulations to widen clinical applications
CN107929813B (zh) 一种3d打印人工骨的制造方法
Liu et al. Pilot study of a calcium phosphate cement based composite as implant coating and socket grafting material
CN116251235A (zh) 多孔骨引导/诱导自固化磷酸钙复合材料及其制备方法
KR20150137591A (ko) 생체적합성 및 항균성이 우수한 하이브리드 본칩, 및 이의 제조방법

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 22702418

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2022702418

Country of ref document: EP

Effective date: 20230718

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE