DE69726769T2

DE69726769T2 - Biologisch erodierbare kleber für die gewebewiederherstellung

Info

Publication number: DE69726769T2
Application number: DE69726769T
Authority: DE
Inventors: R. Dale PETERSON; David Z. Deng; P. Todd GLANCY
Original assignee: DePuy Orthopaedics Inc
Current assignee: DePuy Orthopaedics Inc
Priority date: 1996-04-16
Filing date: 1997-04-16
Publication date: 2004-11-04
Anticipated expiration: 2017-04-17
Also published as: US6923985B2; US7122205B2; US20020031551A1; EP1021165A4; WO1997038676A1; EP1021165B1; US6733787B2; US20020034533A1; JP2000508931A; US20040180074A1; DE69726769D1; EP1021165A1; US6299905B1; JP4195094B2

Description

Zusammenfassung der Erfindung
Die Erfindung bezieht sich auf einen drucksensitiven Klebstoff gemäß dem Anspruch 1 und den abhängigen Ansprüchen 2 bis 11. Weiterhin bezieht sich die Erfindung auf Methoden zur Reparatur von Knochen oder Knorpel, die das Anbringen einer Implantatmatrix gemäß der Erfindung an den Knochen oder Knorpel einschließen.
Bei den Methoden der Reparatur von Knochen oder Knorpel unter Verwendung einer biologisch abbaubaren Implantatmatrix bietet die Erfindung außerdem eine Verbesserung, die die Anwendung einer am Gewebe haftenden Implantatmatrix gemäß der Erfindung zum Beheben der Schädigung einschließt.
Gemäß einem weiteren Aspekt bezieht sich die Erfindung auf implantierbare Erzeugnisse zur Verwendung für die Freisetzung eines bioaktiven Agens in eine physiologische Umgebung, wobei besagte Erzeugnisse ein biologisch aktives Agens einschließen, das in eine Implantatmatrix gemäß der Erfindung eingesetzt ist.
Ausführliche Beschreibung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung zielt auf Verbesserungen bei Matrices für die Reparatur von Gewebe, die bioverträgliche, biologisch abbaubare Polymere umfassen. Die Matrix enthält ein Terpolymer gemäß den Ansprüchen, das eine Wasserlöslichkeit von etwa 0,01 bis etwa 500 mg/mL bei ungefähr 25°C sowie eine Haftfestigkeit von etwa 600 bis etwa 150.000 Pa hat, sodass die Matrix am Gewebe haften kann. Eine bevorzugte derartige Matrix enthält ein Polymer, das eine Glasübergangstemperatur von unter 0°C hat. Die verbesserte Matrix kann außerdem einen Füllstoff oder ein bioaktives Agens oder beide enthalten. Eine besonders nützliche Eigenschaft der verbesserten Matrices besteht darin, dass die Matrix an Geweben wie Knochen oder Knorpel haftet. Außerdem ähnelt die Matrix in ihrer Textur einem Teig oder Kitt; daher eignet sie sich insbesondere dazu, geformt zu werden, sodass sie in eine Stelle hinein passt, an der eine Reparatur erforderlich ist.
Die Implantatmatrices und Klebstoffe gemäß der Erfindung können (als Bindemittel) an den Oberflächen prothetischer Vorrichtungen angewandt werden, die in Kontakt mit Knochen stehen, oder sie können (als Füllstoff) innerhalb von Schadstellen oder Löchern von Knochen sowie um diese herum oder auch an Knorpeloberflächen eingesetzt werden. Die Matrix oder der Klebstoff wird allmählich biologisch abgebaut. während des biologischen Abbaus wird die Matrix oder der Klebstoff durch sich entwickelndes Knochen- oder Knorpelgewebe ersetzt, und zwar auf eine Art und Weise, die eine natürliche Heilung des Gewebes erlaubt. Daher stellt die Matrix oder der Klebstoff ein wirksames Mittel zum Behandeln oder zur Reparatur von Knochen oder Knorpel dar.
Wenn die Matrix oder der Klebstoff außerdem ein bioaktives Agens enthält, dient sie bzw. er als Depotvorrichtung für die Freisetzung des bioaktiven Agens. Die Freisetzung des Agens erfolgt, während die Matrix oder der Klebstoff nach der Implantation biologisch abgebaut wird.
Es wurden zahlreiche Versuche unternommen, eine Reparaturmatrix zu entwickeln, die die Wiederherstellung von Knochen oder Knorpel erleichtern und außerdem bioaktive Agenzien, etwa Wachstumsfaktoren, bereit stellen kann. Eine derartige Matrix könnte anstelle eines Knochentransplantats verwendet werden. Bislang haben sich nur bei Matrices, die aus Naturstoffen wie Kollagen bestehen, positive Ansätze gezeigt. Kollagen ist jedoch schwierig so herzustellen und zu kontrollieren, dass es den vorgeschriebenen Standards entspricht. Außerdem genügen Kollagenmatrices nicht den Ansprüchen der Chirurgen, weil sie schwierig zu formen und/oder zu handhaben sind.
Bei anderen Ansätzen, Knochentransplantate zu ersetzen, kamen unter Anderem zum Einsatz: konventionelle bioresorbierbare Polymere, keramische Materialien wie Tricalciumphosphat (TCP), natürliche Polymere wie Kollagen, Proteoglykane, Stärke oder Hyaluronsäure sowie modifizierte Knochenmatrix. Diese Ansätze ergaben bislang nur Zuführungsmatrices (delivery matrices), die (a) die Heilung erschweren, (b) nachteilige Gewebereaktionen hervor rufen, (c) nicht sterilisiert werden können, (d) schwierig anzuwenden sind oder (e) nicht so hergestellt werden können, dass sie die gesetzlichen Anforderungen erfüllen.
Beispielsweise wurden bei einem Ansatz konventionelle bioresorbierbare Copolymere wie PLG (Polylactid mit Glykolid) angewandt, um Wachstumsfaktoren zu verabreichen. Es war jedoch sehr schwierig, PLG mit dem Wachstumsfaktor zu kombinieren, ohne diesen zu deaktivieren. Andere Nachteile bei der Anwendung von PLG bestanden darin, dass es nach seiner Implantation die Knochenheilung verhinderte und gelegentlich aseptischen Sinustrakt und Entzündung verursachte sowie umgebendes Knochengewebe zerstörte.
Bei einem anderen Versuch, eine wirksame Knochenreparaturmatrix zu entwickeln, wurde ein Knochenwachstumsfaktor implantiert, der auf einem keramischen Material wie TCP absorbiert war. Hier ergab sich aber das Problem, dass die TCP-Teilchen von der schadhaften Stelle so schnell weg wanderten, dass sie den Wachstumsfaktor nicht effizient zuführen konnten.
Eine größere Schwierigkeit bei den bisherigen Versuchen mit Zuführungssystemen (delivery systems) bestand darin, dass das biologisch abbaubare Material nicht vor dem chirurgische Eingriff mit dem Wachstumsfaktor gemischt werden konnte. Das Mischen der Zuführungsmatrix mit dem bioaktiven Material unmittelbar vor oder während des chirurgischen Eingriffs ist sehr schwierig und kann zu ungleichmäßigen Ergebnissen führen.
Die biologisch abbaubaren Matrices und Klebstoffe gemäß der Erfindung lösen mehrere der Probleme, die bisherige Zuführungssysteme mit sich brachten. Sie sind bei der Zufuhr bioaktiver Proteine, etwa Wachstumsfaktoren, besonders nützlich, weil sich die Polymerkomponente in Lösungsmitteln auflöst, die mit Proteinen verträglich sind. Daher ist es möglich, die bioaktive Komponente schon vorher in die Polymer-Klebstoff-Matrix einzubringen, also einige Zeit vor einem chirurgischen Eingriff und unter akzeptablen, den Vorschriften entsprechenden Bedingungen einschließlich der Sterilisierung des Produkts ohne Inaktivierung der bioaktiven Komponenten. Daher wird die Qualitätskontrolle während der Präparation von Zuführungssystemen, bei denen die hier beschriebenen Klebstoffprodukte zum Einsatz kommen, deutlich verbessert.
Andere Vorteile der Polymer-Implantat-Matrices und -Klebstoffe gemäß der Erfindung liegen darin, dass sie in vivo bioverträglich und biologisch abbaubar sind. Der Begriff „bioverträglich" bedeutet, dass das Polymer nicht toxisch sowie nicht mutagen ist und höchstens eine minimale bis mäßige entzündliche Reaktion hervor ruft. Der Begriff „biologisch abbaubar" bedeutet, dass das Polymer nach der Implantation sich entweder zu Produkten zersetzt oder in Produkte resorbiert wird, die vom Organismus über bestehende biochemische Wege genutzt oder anderweitig aus ihm entfernt werden.
Die hier beschriebenen Matrices enthalten Polymere, die innerhalb einer Zeitspanne von etwa drei Stunden bis etwa zwei Jahren biologisch abbaubar sind. Diese Zeitspanne kann – je nach der gewünschten Anwendung – variiert werden. Eine bevorzugte Zeitspanne liegt zwischen etwa einem Tag und etwa einem Monat und eine andere zwischen ungefähr zwei Wochen und ungefähr drei Monaten. Die Zeitspanne für den biologischen Abbau ist die Zeitspanne, nach der das Polymer mit den üblichen histologischen Verfahren an der Implantationsstelle nicht mehr nachweisbar ist.
Daher liegt ein wichtiger Vorteil der hier beschriebenen Polymer-Implantat-Matrices darin, dass kein zweiter chirurgischer Eingriff zum Entfernen der Matrix erforderlich ist, weil diese sich mit der Zeit zersetzt und ihre Abbauprodukte vom Organismus aufgenommen werden.
Ein notwendiges Merkmal der klebfähigen, biologisch abbaubaren Polymere für die verbesserten Matrices gemäß der Erfindung ist ihre Wasserlöslichkeit. Die Polymere sind bei rund 25°C (Umgebungstemperatur) in Wasser zu etwa 0,01 bis etwa 500 mg/mL löslich. Normalerweise sind sie in Wasser zu etwa 0,1 bis etwa 500 mg/mL löslich. Vor zugsweise liegt ihre Löslichkeit in Wasser zwischen ungefähr 5 und ungefähr 400 mg/mL.
Einige Forscher haben bei Tieren, denen Poly(α-Hydroxycarbonsäure)-Implantate eingesetzt worden waren, über aseptische Nekrose, Entzündung oder Sinustrakts berichtet. Man nimmt allgemein an, dass diese nachteiligen Reaktionen durch lokale Azidose aufgrund des Abbaus des Polymers verursacht wurden. Die Anwendung besser löslicher ionomerer Formen der Polymere vermeidet die Gefahr der Ausbildung einer lokalen Azidose an Implantatstellen, weil die Polymere sich lösen und verdünnt oder wegtransportiert werden, bevor merkliche Mengen säurehaltiger Abbauprodukte gebildet werden.
Die Wasserlöslichkeit erleichtert die Auflösung der Polymere durch Serum an der Oberfläche der Implantatmatrix sowie die nachfolgende Verteilung in umgebende Körperflüssigkeiten, wo sie für die Hydrolyse an entfernten Stellen mobilisiert werden können. Dieses Merkmal ist wichtig, weil die Hydrolyse einiger Polymere zu einem lokalen pH-Gradienten führt, der das lokale Zellwachstum beeinträchtigen kann. Eine an der Implantatstelle auftretende Hydrolyse erzeugt eine unnatürliche Konzentration von Hydrolyseprodukten (und einen erhöhten Säuregrad) an der Oberfläche der Matrix. Ein solcher Säuregrad kann eine gerade ablaufende Wiederherstellung des Gewebes durchaus beeinträchtigen. Die wasserlöslichen Polymere, die in den verbesserten Matrices gemäß der Erfindung zum Einsatz kommen, sorgen ständig für Bedingungen, die an der Implantatoberfläche das lokale Milieu für die Lebensfähigkeit und das Wachstum der Zellen optimieren.
Bestimmte Polymere – die Polyester -, die in den Matrices gemäß der Erfindung verwendet werden, haben eine Glas übergangstemperatur (T_g) von unter 0°C. Wenn sie zusammen mit einem Füllstoff angewandt werden, haben Polymere mit einem T_g-Wert von unter 0°C ausgezeichnete Handhabungseigenschaften.
Ein notwendiges Merkmal aller Polymere für die Verwendung in den Matrices und Klebstoffen gemäß der Erfindung ist ein Grenzwert des Haftvermögens. Dieses stellte sich als wichtig für die Optimierung der Implantatwirksamkeit heraus. Das Haftvermögen ist eine intrinsische Eigenschaft, die nicht ohne weiteres mit den Polymereigenschaften korreliert werden kann, jedoch empirisch leicht zu bewerten ist. Es ist ein Merkmal, das sich von einer großen Vielfalt von Polymerparametern herleitet, darunter vom Polymertyp, also von der Natur der kovalenten Bindungen, die die Monomere miteinander verknüpfen, ferner vom Molekulargewicht und von der inneren Struktur sowie von der Beschaffenheit der Oberfläche, an der die Matrix haften wird. Fachleute können die Hafteigenschaften von Polymeren leicht bewerten, beispielsweise mithilfe bekannter Methoden, wie sie in den Beispielen weiter unten beschrieben sind.
Die Polymere, die in den Matrices und den Klebstoffen gemäß der Erfindung eingesetzt werden, zeigen Haftvermögen auf unterschiedlichen Substraten, zum Beispiel trockenen Substraten wie Glas und auch auf in Wasser gequollenem Poly(2-Hydroxyethylmethacrylat) („pHEMA") auf Glas, das nasses Gewebe simuliert. Normalerweise widerstehen die Polymere auf einem Glassubstrat einer maximalen Zugspannung von ungefähr 1.000 bis ungefähr 150.000 Pa, vorzugsweise von rund 10.000 bis rund 40.000 Pa; am günstigsten sind Werte zwischen ungefähr 12.000 und ungefähr 16.000 Pa. Die Polymere widerstehen auf einem pHEMA-Substrat einer maximalen Zugspannung von etwa 600 bis etwa 90.000 Pa, vorzugsweise von etwa 2.500 bis etwa 40.000 Pa; am günstigsten sind hier Werte zwischen ungefähr 5.500 und ungefähr 8.500 Pa. Daher liegt der Bereich der Haftfestigkeit zwischen ungefähr 600 bis ungefähr 150.000 Pa.
Die Polymere sind bei Temperaturen von etwa 60°C oder darunter von Hand formbar. Normalerweise sind sie bei rund 4°C bis rund 60°C formbar, vorzugsweise bei rund 15°C bis rund 50°C; am günstigsten sind Temperaturen zwischen etwa 20°C und etwa 30°C. Das Ausmaß der Formbarkeit bei einer bestimmten Temperatur hängt von den Eigenschaften des gewählten Polymers sowie von dessen Molekulargewicht ab. Die das Polymer enthaltende Matrix bleibt formbar, nachdem sie in den Organismus implantiert wurde.
Die Polyester gemäß der Erfindung können weiter modifiziert werden, beispielsweise durch Reaktion mit einem zyklischen Carbonsäureanhydrid, wobei eine verbleibende Hydroxy-Funktionalität in die carboxy-terminalen Formen umgesetzt wird, die für die Präparation dieser Polyester-Ionomere nützlich sind.
Die zur Präparation der Polyester-Ionomere dienenden carboxy-terminalen Polyester gemäß der Erfindung werden so ausgewählt, dass sie bei Umgebungstemperatur einen Grenzwert der Wasserlöslichkeit zwischen ungefähr 0,01 und ungefähr 500 mg/mL haben, vorzugsweise etwa 0,5 bis etwa 350 mg/mL. Die Polyestervorläufer haben ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts von rund 400 bis rund 10.000; noch typischer sind Werte zwischen etwa 1.000 und etwa 5.000. Die Umsetzung dieser Verbindungen durch Neutralisation mit pharmazeutisch verträglichen Basen ergibt Polyester-Ionomere, die eine höhere Wasserlöslichkeit als die carboxy-terminalen Polyestervorläufer aufweisen, jedoch andere Polymer-Funktionalitäten beibehalten.
Die Polyester-Ionomere gemäß der Erfindung werden aus Polyestern mit einer endständigen Carboxygruppe hergestellt. Allgemein wird der carboxy-terminale Polyester in einem organischen Lösungsmittel gelöst und durch Zugabe einer stöchiometrischen Menge einer physiologisch verträglichen Base neutralisiert. In einer Ausführungsform wird die Neutralisation mit einer geringeren als der stöchiometrischen Basenmenge durchgeführt; dadurch wird eine Zusammensetzung erreicht, die einen carboxy-terminalen Polyester sowie sein korrespondierendes Ionomer enthält, wobei das Mengenverhältnis dieser Komponenten vom Neutralisationsgrad abhängt. Zu den Basen, die für die Bildung der Polyester-Ionomere geeignet sind, gehören Hydroxide der Metalle aus der Gruppe Ia oder der Gruppe IIa, vorzugsweise die Hydroxide von Lithium, Natrium, Kalium, Magnesium und Calcium, sowie physiologisch verträgliche salzbildende Amine. Nach der Neutralisation des carboxy-terminalen Polyesters kann das resultierende Ionomer mithilfe der üblichen Verfahren isoliert werden. Das Ionomer wird normalerweise getrocknet, bevor es bei der Herstellung von Implantat-Matrices und -Klebstoffen eingesetzt wird.
Die carboxy-terminalen Polyester gemäß der Erfindung können nach bekannten Verfahren der Polyestersynthese dargestellt werden. Die eine oder mehreren endständigen Carboxygruppen solcher Verbindungen können durch Reaktion von hydroxy-funktionalen Polyestern beispielsweise mit einer stöchiometrischen Menge eines zyklischen Anhydrids einer C₁-C₆-Dicarbonsäure gebildet werden, etwa des Bernsteinsäureanhydrids.
Die für die Präparation der Ionomere verwendeten Polyester-Vorpolymere können nach bekannten Verfahren der Polyestersynthese dargestellt werden; dabei werden normalerweise z. B. Metallkatalysatoren zum Fördern der Esterbildung eingesetzt. Ein Problem bei den Verfahren nach dem bisherigen Stand der Technik besteht in der Schwierigkeit, den Metallkatalysator aus den entstandenen Polyestern zu entfernen. Die Entfernung des Katalysators ist vor Allem dann entscheidend, wenn die Polyester in medizinischen Anwendungen eingesetzt werden sollen.
Es wurde festgestellt, dass Polyester von Hydroxycarbonsäuren mit hohen Ausbeuten und in hoher Reinheit sowie mit guter Steuerung von Struktur/Funktionalität darzustellen sind, indem man die korrespondierenden zyklischen Ester mit einem hydroxy-funktionalen Initiator reagieren lässt, und zwar bei hohen Temperaturen und unter praktisch wasserfreien Bedingungen. Eine bevorzugte Methode, die Polyester darzustellen, besteht also darin, einen Initiator, zum Beispiel einen einwertigen oder zweiwertigen Alkohol, mit mindestens einem zyklischen Hydroxycarbonsäureester reagieren zu lassen, und zwar bei hohen Temperaturen sowie unter praktisch wasserfreien Bedingungen. Die Reaktion wird vorzugsweise mit den reinen Stoffen (ohne Lösungsmittel) bei einer Temperatur von etwa 100 bis 180°C, vorzugsweise bei etwa 120 bis 160°C, durchgeführt. Der Begriff „praktisch wasserfreie Bedingungen" bedeutet, dass die üblichen Maßnahmen getroffen werden, um Wasser von der Reaktionsmischung fernzuhalten; dazu können gewöhnlich solche Maßnahmen gehören wie das Vortrocknen des Reaktionsgefäßes durch Erhitzen sowie die Durchführung der Reaktion unter trocknenden Bedingungen.
Die Struktur der Polyester gemäß der Erfindung wird gesteuert durch Auswahl und Stöchiometrie der/des bei der Reaktion eingesetzten zyklischen Hydroxycarbonsäureester/s sowie durch die zugesetzte Initiatormenge; dabei führen geringere relative Initiatormengen zu einem höheren mittleren Molekulargewicht des Produkts, und höhere relative Initiatormengen führen zu einem geringeren mittleren Molekulargewicht des Produkts.
Der hydroxy-funktionale Initiator kann entweder ein einwertiger Alkohol sein, beispielsweise ein C₁-C₄-Alkanol, oder aber ein zwei- oder mehrwertiger Alkohol. Alternativ kann der hydroxy-funktionale Initiator eine Hydroxycarbonsäure sein, beispielsweise Glykolsäure. Die als Produkte entstandenen hydroxy-terminalen Polyester können zu einem carboxy-terminalen Polyester umgesetzt werden, mit dem die Polyester-Ionomere durch Reaktion mit einer stöchiometrischen Menge eines zyklischen Anhydrids dargestellt werden können.
Die Darstellung von Polyesterpolymeren für die Herstellung der Polyester-Ionomere kann auch in Gegenwart eines zyklischen Carbonsäureanhydrids durchgeführt werden, damit direkt die korrespondierende carboxy-terminale Polyesterverbindung entsteht. Die Reaktion wird unter den gleichen Bedingungen ausgeführt, wie sie weiter oben für die Darstellung des Polyesters beschrieben wurden. In den meisten Fällen wird die Reaktion mit etwa äquimolaren Mengen eines einwertigen Alkohols als Initiator und des zyklischen Anhydrids durchgeführt. Wenn der Initiator ein zweiwertiger Alkohol ist, so wird das Molzahlenverhältnis von zyklischem Anhydrid zu Initiator vorzugsweise auf etwa 2 : 1 angehoben.
Polyester-Ionomere gemäß der Erfindung sind solche, die aus Lactid, Glykolid und Caprolacton oder Valerolacton zusammengesetzt sind. Polymere aus Lactid/Glykolid/Caprolacton (PLGC) ist besonders vorteilhaft. PLGC-Terpolymere, die ein Molekulargewicht im Be reich zwischen etwa 1.000 und etwa 3.000 haben, sind besonders vorzuziehen. Terpolymere, in denen Lactid und Glykolid jeweils ungefähr 35 bis 45% und Caprolacton oder Valerolacton etwa 10 bis etwa 30% des Terpolymers ausmachen, sind besonders gut verwendbar.
Wie weiter oben dargelegt, können die Zusammensetzung des Polymers sowie sein Molekulargewicht und seine physikalischen Eigenschaften variiert werden. Für Fachleute ist außerdem einsichtig, dass Verbindungen dem Polymer zugemischt oder mit ihm polymerisiert werden können, soweit sie für eine zusätzliche Festigkeit oder andere wünschenswerte physikalischen Eigenschaften erforderlich sind; dabei kommen die nach dem Stand der Technik bekannten Materialien zum Einsatz. Beispielsweise können Materialien vom TCP- oder einem anderen Keramiktyp, die eine höhere Viskosität bewirken, der Mischung zugegeben werden.
Die Zersetzungsgeschwindigkeit von Polymeren wie den PLGC-Terpolymeren kann durch Modifikation der Endgruppen variiert werden. Beispielsweise zersetzen sich PLGC-Terpolymere mit OH-Endgruppen sehr langsam; PLGC-Terpolymere, bei denen die OH-Endgruppen teilweise neutralisiert wurden, z. B. durch Neutralisation von ungefähr 40 bis 60% der Endgruppen mit Natriumhydroxid, zersetzen sich mit einer mäßig geringen Geschwindigkeit; und PLGC Terpolymere, bei denen die meisten der OH-Endgruppen neutralisiert wurden, z. B. mit Natriumhydroxid, zersetzen sich innerhalb einiger Tage. Exemplarische Endgruppen sind OH^– und COONa⁺, aber es kann jedes Ion oder jede funktionale Gruppe verwendet werden, das bzw. die an den Polymeren angebracht werden kann. Das Ausmaß der Endgruppenmodifikation kann eine drastische Auswirkung auf die Zersetzungsgeschwindigkeit haben.
Zusätzlich zu Änderungen der Endgruppen können Variationen von Molekulargewicht und Zusammensetzung gewählt werden, um geeignete Substanzen zu erzielen. Ein höheres Molekulargewicht (MW) erhöht die Zeitspanne bis zur Zersetzung. Weiterhin erhöht das Zumischen eines Polymers mit hohem MW diese Zeitspanne, und das Zumischen eines Polymers mit niedrigem MW verringert sie.
Wenn die Matrix dazu dient, Knochenschädigungen zu reparieren, dann wird das Polymer im Allgemeinen so gewählt, dass seine Zersetzung in einer Zeitspanne von drei Stunden bis zwei Jahren erfolgt. Vorzugsweise wird sich das Polymer innerhalb etwa eines Monats zersetzen; am günstigsten ist eine Zeitspanne von etwa zwei Wochen. Die gewünschte Zersetzungszeit hängt von der Beschaffenheit der zu reparierenden Stelle ab, darunter vom lokalen Gewebetyp, ferner von der durch die implantierte Matrix bewirkten Unterstützungsfunktion sowie von Beschaffenheit und Konzentration der bioaktiven Komponente, sofern die Implantatmatrix eine solche enthält. Die ins Auge gefassten Zersetzungszeiten können durch entsprechende Wahl von Polymer/Füllstoff-Kombinationen individuell eingestellt werden.
In der Matrix kann das Polymer mit einem bioaktiven Agens, einem oder mehren Füllstoffen oder Beidem kombiniert sein. Wenn die Matrix einen Füllstoff enthält, dann macht dieser normalerweise etwa 1 bis etwa 90 Gewichtsprozent aus, vorzugsweise rund 30 bis rund 70 Gewichtsprozent; am günstigsten sind ungefähr 35 bis ungefähr 50 Gewichtsprozent Füllstoff.
Die Füllstoff kann partikulär, faserig, organisch, anorganisch oder eine Mischung von organisch und anorganisch sein. Zu den geeigneten Füllstoffen zählen Knochenchips, Tricalciumphosphat, Hydroxylapatit („HA"), Dünndarm-Submucosa („SIS", Small Intestine Submucosa, wie beschrieben in den US-Patenten 4,902,508, erteilt am 20. Februar 1990 und 4,956,178, erteilt am 11. September 1990), Bioglasgranulen, synthetische Polymere, Calciumcarbonat, Calciumsulfat und Kollagen oder andere extrazelluläre Matrixverbindungen oder unterschiedliche Mischungen davon.
Wenn der Füllstoff partikulär ist, liegt seine mittlere Teilchengröße zwischen ungefähr 20 μm und ungefähr 2.000 μm, vorzugsweise zwischen ungefähr 75 und ungefähr 700 μm; am günstigsten ist es, wenn sie zwischen ungefähr 100 μm und ungefähr 500 μm liegt.
Wie weiter oben dargelegt, kann die Implantatmatrix ein bioaktives Agens oder mehrere bioaktive Agenzien enthalten. Ein bioaktives Agens ist eine Verbindung oder ein Material, die bzw. das die lebenden Zellen in ihrer unmittelbaren Umgebung beeinflusst; beispielsweise fördert es den Heilungsprozess.
Für die Anwendung in der vorliegenden Erfindung bevorzugte bioaktive Agenzien sind Wachstumsfaktoren, wachstumsfaktor-bindende Proteine oder Zellen. Beispiele für geeignete Wachstumsfaktoren sind folgende: ein Fibroblastenwachstumsfaktor, ein Transforming Growth Factor (transformierender Wachstumsfaktor), z. B. TGF-β₁, ein knochen-morphogenetisches Protein, ein epidermaler Wachstumsfaktor, ein insulinartiger Wachstumsfaktor oder ein Platelet Derived Growth Factor (PDGF, von Plättchen abgeleiteter Wachstumsfaktor).
Beispiele für wachstumsfaktor-bindende Proteine sind insulinartig wachstumsfaktor-bindende Proteine (IGFBP's), etwa IGFBP 3 und IGFBP 5. Beispiele für geeignete Zellen sind Knochenmarkzellen und mesenchymale Stammzellen. Das bioaktive Material kann auch ein osteogenes (knochenbildendes) Agens sein, das die Bildung von Knochengewebe nach der Implantation in eine geschädigte Knochenstelle stimuliert oder beschleunigt. Beispiele osteogener Agenzien sind demineralisiertes Knochenpulver, zerkleinertes Schwammgewebe von Knochen, abgesaugtes Knochenmark, knochenbildende Zellen und Knochenmaterial anderer Herkunft.
Das bioaktive Agens kann auch eine antibakterielle Substanz sein. Beispiele für zweckmäßige antibakterielle Agenzien sind Gentamicin und Vancomycin.
Wenn in der Matrix oder dem Klebstoff ein bioaktives Agens enthalten ist, dann wird es zu einem Anteil von ungefähr 10^–5 bis ungefähr 33 Gewichtsprozent, bezogen auf die Matrix, zugemischt. Normalerweise wird das Agens mit einem Anteil von etwa 10^–2 bis etwa 20 Gewichtsprozent, bezogen auf die Matrix, zugemischt. Bevorzugt ist ein Anteil zwischen rund 10^–1 und rund 5 Gewichtsprozent.
Wenn das bioaktive Agens ein Wachstumsfaktor ist, wird es der Matrix oder dem Klebstoff im Allgemeinen zu einem Anteil von etwa 10^–5 bis etwa 1 Gewichtsprozent, bezogen auf die Matrix, zugemischt. Wenn Zellen als aktive Komponente dienen, so liegt der Anteil zwischen rund 0,5 und rund 50 Gewichtsprozent. Wenn als Agens demineralisierter Knochen oder Knochenmark eingesetzt wird, so liegt der Anteil vorzugsweise zwischen etwa 5 und etwa 95% Gewichtsprozent. Bei TGF-β₁ liegt der bevorzugte Anteil zwischen etwa 10^–4 und etwa 0,05 Gewichtsprozent TGF-β₁, bezogen auf die Matrix.
Der prozentuale Anteil eines bioaktiven Agens sollte so bemessen sein, dass es in vivo auf effiziente Weise aus der implantierten Matrix freigesetzt wird, im Allgemeinen innerhalb einer Zeitspanne von etwa einem Tag bis zu etwa 30 Tagen und länger, abhängig von der Beschaffenheit und der Applikation der Mischung.
Die Freisetzungsgeschwindigkeit eines bioaktiven Agens, etwa von TGF-β₁, kann, wie weiter oben dargelegt, durch Modifikation des Polymers variiert werden, z. B., durch Änderung seiner Endgruppen, seines Molekulargewichts oder seiner Zusammensetzung.
Zu anderen Agenzien, die der Matrix zugesetzt werden können, gehören folgende: ein Extrakt aus Vollblut, Erythrozytenkonzentrat, Blutplättchen (Thrombozyten), Plasma (frisch oder kurz zuvor eingefroren), Serum, Haut, Knochen, Knorpel, Sehnen oder Mikroorganismen sowie synthetische Proteine und so weiter. Geeignete Proteine können aus einer großen Vielfalt von Proteinklassen ausgewählt werden, beispielsweise Keratinen, Kollagenen, Albuminen, Globulinen, Hormonen, Enzymen o. ä. Das Material kann aus einfachen Peptiden oder einfachen Proteinen bestehen, aber auch aus konjugierten Proteinen wie Glykoproteinen, Mucoproteinen, Lipoproteinen, Häm-Proteinen oder Nucleoproteiden.
Auch Antioxidanzien können der Matrix beigegeben sein. Zu den für die Anwendung geeigneten Antioxidanzien zählen Tocopherol, Zitronensäure, butyliertes Hydroxyanisol, butyliertes Hydroxytoluol, tert-Butylhydrochinon, Propylgallat, Natriumascorbat und andere Antioxidanzien, die von der FDA (Food and Drug Administration) als „allgemein sicher" eingestuft wurden.
Daher können die Implantatmatrices hergestellt werden durch Mischen des Polymers mit einem oder mehreren bioaktiven Agenzien und optional mit anderen Bindemitteln, beispielsweise mit Additiven zum optimalen Aufrechterhalten der biologischen Aktivität und der Polymerfunktionalität während der Sterilisierung, und durch anschließendes Sterilisieren und Verpacken der Implantatzubereitung für die chirurgische Applikation.
Die Sterilisierung kann durch Gamma- oder Elektronenbestrahlung mit etwa 1 bis etwa 3 mRad erzielt werden. Wenn das bioaktive Agens ein Protein oder ein Peptid ist, kann die biologische Aktivität während der Sterilisierung optimiert werden, indem dem Ansatz folgendes zugegeben wird: 1) ein Fremdprotein, beispielsweise Albumin oder Gelatine, und 2) ein Radikalfänger (Antioxidans), beispielsweise Propylgallat, 3-tert-Butyl-4-hydroxyanisol (BHA) oder Ascorbinsäure, und zwar in solchen Mengen, dass die strahlungsinduzierte Zersetzung des biologisch aktiven Peptids wirksam retardiert wird. Die Sterilisierung wird vorzugsweise bei niedriger Temperatur, beispielsweise bei –70°C, durchgeführt.
Wenn in der Matrix mit einem biologisch aktiven Peptid oder Protein ein Füllstoff verwendet wird, dann ist es vorteilhaft, eine Mischung der biologisch aktiven Verbindung mit einem Fremdprotein, wie Eiweiß oder Gelatine, zuzubereiten und den Füllstoff mit dieser Zubereitung zu beschichten, bevor der Füllstoff dem Polymer zugemischt wird.
Bevorzugte Matrices für die Reparatur von Knochen enthalten Folgendes:
Die Implantatmatrices gemäß der Erfindung können nach üblichen Verfahren zubereitet werden. Wenn die Matrix ein bioaktives Agens enthält, kann das Polymer mit dem Agens gemischt werden oder dazu dienen, es einzukapseln, wiederum nach bekannten Verfahren wie Mischen und Komprimieren sowie Mikroeinkapselung.
Die vorliegende Erfindung stellt auch ein implantierbares Erzeugnis für die Anwendung beim Freisetzen eines bioaktiven Agens in eine physiologische Umgebung zur Verfügung, das eine bioverträgliche, am Gewebe haftende Implantatmatrix gemäß der Erfindung sowie eines oder mehrere bioaktive Agenzien enthält. Bevorzugte implantierbare Erzeugnisse sind solche, in denen das bioaktive Agens ein das Wachstum fördernder Faktor ist.
Zwar wurden die Polymere hier für die Anwendung bei der Reparatur von Geweben wie Knochen und Knorpel sowie in einer Zuführungsmatrix für ein bioaktives Agens in vivo beschrieben, doch sind diese Beschreibungen nur erläuternd. Es gibt zahlreiche andere Anwendungen für biologisch abbaubare, haftfähige Polymere gemäß der Erfindung.
Beispielsweise können die Polymere bei der Behandlung von Knochentumoren eingesetzt werden. Diese Behandlung beinhaltet normalerweise die Exzision (das Herausschneiden) des Tumors sowie von Teilen des umliegenden Knochengewebes, wobei im Knochen ein großer Hohlraum entsteht. Das Transplantieren von autogenem Knochen (also von Knochen, der dem Patienten an einer anderen Körperstelle entnommen wurde), ist das konventionelle und übliche Verfahren zum Ausfüllen derartiger Knochendefekte. Zwar führt das Einsetzen autogenen Knochens zu einer schnellen Einbindung des in den Hohlraum neu hineinwachsenden Knochengewebes, doch beeinträchtigt diese Methode die Gesundheit des Patienten zusätzlich, weil das Herausschneiden des gesunden Knochengewebes einen weiteren chirurgischen Eingriff erfordert. Außerdem haben manche Patienten, besonders solche mit Osteoporose, sehr begrenzte Mengen an Knochenmaterial, das für die Transplantation geeignet ist.
Eine Alternative dazu kann ein Fremdtransplantat sein, also Knochen, der einer anderen Person entnommen und in den Knochenhohlraum eingesetzt wird. Solche Fremdtransplantate sind jedoch mit gewissen Risiken verbunden; dazu zählen die Übertragung von Infektionen oder gar von unerkannten bösartigen Zellen vom Spender- auf den Empfängerpatienten, ferner das Problem der Immunschranken zwischen den Individuen. Außerdem sind die notwendigen Arbeitsschritte kompliziert und aufwändig. Daher bieten die Implantatmatrices gemäß der Erfindung eine deutliche Verbesserung gegenüber den traditionellen Behandlungen von Knochentumoren.
Die in den Matrices und Klebstoffen gemäß der Erfindung eingesetzten Polymere werden normalerweise so zubereitet, dass sie eher einen viskosen Klebstoff als einen herkömm lichen Festkörper darstellen. Wenn das Polymer mit einem partikulären Füllstoff gemischt wird, um die bioverträgliche Matrix oder den bioverträglichen Klebstoff zu erzeugen, dann kann das Polymer dazu dienen, die Teilchen des Füllstoffs zu beschichten. Ein Beispiel für einen geeigneten partikulären Füllstoff ist ein keramisches Material wie TCP. Wenn die Teilchen mit dem Polymerklebstoff beschichtet sind, bilden sie eine selbsthaftende teigartige Masse, die leicht geformt werden kann, um operativ in schadhafte Knochenstellen eingepasst zu werden. Soll ein bioaktives Agens, beispielsweise ein Protein-Wachstumsfaktor, in die Matrix eingebracht werden, kann es auf die Teilchen des bioverträglichen festen Füllstoffs absorbiert werden, bevor diese mit dem Polymerklebstoff bestrichen werden.
Die Erfindung bezieht sich auch auf Verbesserungen von Methoden zur Reparatur von Knochen oder Knorpel mittels einer biologisch abbaubaren Implantatmatrix, wobei die Verbesserung die Anwendung einer an Gewebe haftenden Matrix gemäß der Erfindung umfasst, mit der der Knochen oder der Knorpel wiederhergestellt wird.
Bevorzugte Verbesserungen sind solche, bei denen die Matrix ein bioaktives Agens enthält, insbesondere solche, bei denen das bioaktive Agens ein wachstumsfördernder Faktor ist.
Wenn eine Matrix gemäß der Erfindung dazu genutzt wird, Knochen oder Knorpel zu reparieren, ermittelt der Operateur zunächst die Größe des Hohlraums oder der Lücke, der bzw. die zu füllen ist, oder er ermittelt die Abmessungen der zu reparierenden Stelle. Dann entnimmt er die ent sprechende Menge der Polymer-Klebstoff-Matrix aus der Verpackung. Normalerweise ist die Verpackung dicht, sodass kein Wasserdampf an das Polymer in der Mischung gelangen kann; es sollte jedoch klar sein, dass auch einer der zahlreichen anderen Behältertypen als Verpackung verwendet werden kann.
Nach dem Entnehmen aus der Verpackung formt der Operateur die haftfähige Implantatmatrix bei Umgebungstemperatur gemäß den Abmessungen der zu reparierenden Stelle. Bei einer Knochenreparatur wird die Matrix entsprechend den Abmessungen des Hohlraums oder der Lücke geformt. Bei einer Bindegewebsreparatur wird sie so geformt, dass sie auf die Reparaturstelle passt. Dann wird die haftfähige Matrix in einer solchen Weise in den Hohlraum eingefügt oder auf die Reparaturstelle gesetzt, dass sie auf dem Knochen oder Knorpel so lange haften kann, wie es zu dessen Wiederherstellung erforderlich ist. Normalerweise drückt der Operateur die geformte Matrix gegen das geschädigte und oft nasse Gewebe. Weil die Matrix ein gewisses Haftvermögen hat, wenn sie mit Druck auf den umgebenden Knochen oder das umgebende Bindegewebe appliziert wird, sitzt sie fest und wird ausreichend lange an der betreffenden Stelle verbleiben, um die Wiederherstellung des Knochens oder des Gewebes zu bewirken.
Wenn die Matrix ein bioaktives Agens enthält, wird sie normalerweise an einer Stelle im Körper implantiert, an der eine Anreicherung des bioaktiven Agens förderlich ist. Bei der Behandlung eines durch Osteoporose begünstigten Bruchs beispielsweise, der eine Lücke oder einen Knochenschaden hervorgerufen hat, wird eine Implantatmatrix, die ein wachstumsfördernden Agens enthält, so ge formt, dass sie sich dem Knochendefekt oder dem Hohlraum anpasst. Dann wird sie von dem Operateur an der entsprechenden Stelle eingesetzt. Analog kann die Matrix in Weichteile implantiert oder injiziert werden, um eine fortdauernde Freisetzung des Wirkstoffs zu erreichen.
Zubereitung
Poly(Lactid/Glykolid/ε-Caprolacton)-Ionomer
Apparatives. Mit Hilfe der Gel-Permeations-Chromatographie (GPC) wurden die Molekulargewichte (MW) und die Molekulargewichtsverteilungen (MW/Mn) von Polymerproben relativ zu Polystyrol-Standards (Polysciences Corporation) ermittelt. Die Systemkonfiguration wurde beschrieben von R. F. Storey und T. P. Hickey, J. Polymer Sci. 31, 1825 (1993). In der vorliegenden Beschreibung bezieht sich der Begriff Molekulargewicht, wenn nicht anders angegeben, durchgehend auf das Gewichtsmittel des Molekulargewichts.
Allgemeines Verfahren
1. Synthese von säure-terminalen Polymeren
Die Glasgeräte wurden 24 h lang bei 145 bis 155°C getrocknet, mit Gummi-Septa versehen und in einem trockenen Stickstoffstrom abgekühlt. Die Polymerisierungen liefen in 250-mL-Erlenmeyer-Kolben ab; deren 24/40-Schliffverbindungen waren mit evakuierten und mit Teflonfolie überzogenen Glasstopfen verschlossen. In einen Kolben (250 mL), in dem sich ein magnetischer Rührstab befand, wurde Folgendes hinein gegeben D,L-Lactide (18,17 g, 1,26 × 10^–1 mol), Glykolid (14,63 g, 1,26 × 10^–1 mol), ε-Caprolacton (7,20 g, 6,30 × 10^–2 mol), Glykolsäure (1,66 g, 2,18 × 10^–2 und Bernsteinsäureanhydrid (2,19 g, 2,18 × 10^–2 mol). Der Kolben wurde mit Stickstoff gespült und dann in einem Wärmebad auf konstant 135°C gehalten, wobei 20 h lang ständig gerührt wurde. Nach einer Reaktionszeit von 65 h wurde die Temperatur auf 110°C abgesenkt. Die Polymerisierung lief 146 h lang und wurde dann in einem Eis/Wasser-Bad gestoppt.
2. Ablauf der analytischen Titration (Probe mit 2.000 g/mol)
In einen 125-mL-Erlenmeyer-Kolben wurde eine Polymerprobe (ca. 2.000 g/mol; 0,30 bis 0,40 g) hinein gegeben. Die Polymerprobe wurde in THF (50 mL) vollständig gelöst, und zur Lösung wurde Wasser (15 mL) zugegeben. Der Polymerlösung wurde Phenolphthalein (1 g/100 mL MeOH; 5 Tropfen) zugesetzt, und der Kolben wurde in ein Eisbad getaucht. Die Probe wurde mit einer wässrigen NaOH-Lösung (0,5047 N) titriert, bis am Endpunkt eine leichte Rosa-Färbung auftrat. Aus den Werten von mindestens drei Titrationen wurde ein mittleres Äquivalentgewicht berechnet.
3. Ablauf der Titration in der Polymermasse (Probe mit 2.000 g/mol)
In einen 1.000-mL-Erlenmeyer-Kolben wurde eine Polymerprobe (ca. 2.000 g/mol; 34,32 g) hinein gegeben, und das Polymer wurde in THF (450 mL) gelöst. Mit dem durch die analytische Titration (s. o., Punkt 2) bestimmten mittleren Äquivalentgewicht wurde die genaue Menge des Titra tionsmittels berechnet (85,3 mL, 0,5047 N wässrige NaOH-Lösung), die notwendig ist, um die Polymerprobe vollständig zu neutralisieren. Diese Menge wurde der Polymerlösung langsam zugesetzt, während sie in einem Eisbad gerührt wurde.
Beispiele
Beispiel 1: Bestimmung der Hafteigenschaften
Allgemeines Vorgehen: Die Hafteigenschaften der Polymere wurden in einem Zugversuch gemäß dem folgenden Verfahren ermittelt:
Mikroskop-Objektträger aus Glas wurden gereinigt, indem sie zuerst 10 Minuten lang in heiße Schwefelsäure eingetaucht wurden. Dann wurden die Objektträger mit ultrareinem Wasser gründlich gespült. Anschließend wurden sie 1 Minute lang in eine warme Mischung von Ammoniumhydroxid und Wasserstoffperoxid (Volumenverhältnis 4 : 1) eingetaucht. Die Objektträger wurden erneut mit ultrareinem Wasser gespült und mit gefiltertem Stickstoffgas getrocknet. Die so gereinigten Glasobjektträger sind die trockenen Glassubstrate.
Jeder Objektträger wurde in eine Halterung eingesetzt, die 4,84 cm² seiner Oberfläche frei ließ. Eine wässrige Lösung mit 3 Gewichtsprozent des Polymers in nanoreinem Wasser wurde auf diese frei liegende Fläche gegeben, und der Objektträger wurde im Vakuum getrocknet. Alle Proben wurden vor dem mechanischen Test in einem Exsikkator aufbewahrt.
Für den Vergleich des Haftvermögens an nassen Oberflächen wurden andere Objektträger mit Poly(2-Hydroxyethylmethacrylat) (pHEMA) vorbereitet. Die pHEMA-Filme wurden mit einer Lösung von 4 Gewichtsprozent des Polymers in Methanol hergestellt, und zwar nach dem oben beschriebenen Verfahren. Die Lösung wurde mit Stickstoffgas und danach 3 Stunden lang im Vakuum getrocknet.
Die mechanischen Tests wurden mit einem Instron der Serie 4400 durchgeführt. Um die Hafteigenschaften des Polymerfilms zu testen, wurde der Glasobjektträger mit dem zu testenden Polymer 5 Minuten lang mit einer Kraft von 5 Newton auf einen sauberen, trockenen Glasobjektträger gepresst. Dann wurden mit dem Instron die Zugspannung und die Dehnung gemessen, bei der sich die beiden Glasobjektträger voneinander trennten, wenn sie in einem Winkel von etwa 90° zu ihrer Oberfläche auseinander gezogen wurden. Die Trenngeschwindigkeit betrug 0,5 mm pro Minute.
Eine separater Test des Haftvermögens wurde an den Objektträgern durchgeführt, die mit gequollenem pHEMA präpariert waren, um eine nasse Gewebeoberfläche zu simulieren. Der auf das Glas gegossene pHEMA-Film wurde vor dem Test 30 Minuten lang in einer Feuchtekammer mit 100% Luftfeuchtigkeit aufbewahrt. Der Glasobjektträger mit dem zu überprüfenden Polymer wurde dann 5 Minuten lang mit einer Kraft von 5 Newton auf den pHEMA-Objektträger gepresst.
A. Versuchsergebnisse bei Homopolymeren (nicht Teil der Erfindung)
Die Ergebnisse dieser Tests mit Poly(Aminosäure)-Homopolymeren als Beispielen sind in Tabelle 1 zusammen gefasst.
Tabelle 1: Homopolymere
Überraschenderweise ergab sich, dass verschiedene Homopolymere, beispielsweise pGlu (15.300), pLys (22.700) und pLys (42.000), am pHEMA haften. Es wurde festgestellt, dass alle diese Homopolymere an der Glasoberfläche haften.
Es wurde ermittelt, dass die Haftfestigkeit verschiedener Materialien durch Variation des Homopolymers und/oder des Molekulargewichts des Homopolymers beeinflusst werden kann. Diese Ergebnisse können auf andere Aminosäuren ihrer Klasse extrapoliert werden, die in diesen Mischungen nützlich wären. Außerdem könnten die Homopolymere durch gemischte Polymere wie Copolymere, ein Terpolymer, Blockcopolymere oder deren Mischungen ersetzt werden.
B. Versuchsergebnisse bei Polymer-Monomer-Komplexen (nicht Teil der Erfindung)
Die Ergebnisse dieser Tests mit typischen Polymer-Monomer-Komplexen sind in Tabelle 2 aufgeführt.
Tabelle 2: Polymer-Monomer-Komplexe
Es wurde festgestellt, dass sich das Haftvermögen von pGlu-Polymeren (1.000 und 15.300) auf Glas verbesserte, wenn die Menge an Lys-Monomer erhöht wurde. An gequollenem pHEMA steigerte ein höheres pGlu : Lys-Monomer-Mengen verhältnis das Haftvermögen. Das Haftvermögen von pLys (22.700 und 42.000) auf Glas verringerte sich, wenn die Menge des Glue-Monomers erhöht wurde. Schließlich steigerte der Zusatz von Glue-Monomer das Haftvermögen von pLys (92.000) an gequollenem pHEMA.
Diese Ergebnisse demonstrieren, wie eine bestimmte Haftfestigkeit an unterschiedlichen Materialien erreicht werden kann. Der verwendete Typ des Aminosäure-Homopolymers oder das Molekulargewicht des Homopolymers kann gezielt eingestellt werden, um eine gewünschte Hafteigenschaft an verschiedenen Materialien zu erzeugen. Die Homopolymere können durch gemischte Polymere wie Copolymere, ein Terpolymer, Blockcopolymere oder deren Mischungen ersetzt werden.
C. Versuchsergebnisse bei Polymermischungskomplexen
Die Ergebnisse der Tests mit typischen Polymermischungskomplexen sind in Tabelle 3 aufgeführt.
Tabelle 3: Polymermischungen
Es wurde festgestellt, dass Polymermischungen von pGln mit pGlu (15.300) an beiden Substraten gegenüber dem pGln-Homopolymer (siehe Tabelle 1) eine bemerkenswerte Verbesserung des Haftvermögens sowie der Zugspannung und der Dehnung zeigten. Die Probe von pGln : pGlu (15300) [1 : 2] war einer der bevorzugtesten Klebstoffe. Zu den be vorzugtesten Klebstoffen gehörten auch die Polymermischungen von pGln mit pLys (42.000). pGln und pLys (42.000) selbst zeigten ein gutes Haftvermögen an Glas, aber ihren Mischungen stellten noch bessere Klebstoffe dar.
Mischungen von Aminosäure-Homopolymeren waren als Klebstoffe am meisten zu bevorzugen. Diese Tests illustrieren eine große Anzahl zweckmäßiger Kombinationen von Aminosäurepolymer-Mischungen, die für die Anwendung in der vorliegenden Erfindung geeignet sind. Die Mischungen können auf drei oder mehr Polymere erweitert werden und umfassen, wenn erforderlich, Monomere, um die Hafteigenschaften auf die Zielsubstrate anzupassen.
D. Haftvermögen bestimmter Polyester
Die Ergebnisse dieser Tests mit typischen Polyestern sind in Tabelle 4 zusammen gefasst.
Tabelle 4: Polyester
Beispiel 2: Bestimmung der Wasserlöslichkeit der Polymere

1. Lösen des Polymers (50 mg) in Tetrahydrofuran (THF) in einem 25-mL-Reagenzglas.
2. Verdampfen des THF durch Lufttrocknung bei Raumtemperatur, sodass ein dünner Polymerfilm zurück bleibt, der den untersten Teil des Reagenzglases bedeckt.
3. Zugabe von Wasser (10 mL) in das Reagenzglas; Mischen von Wasser und Polymer; Stehenlassen der Mischung bei Raumtemperatur für 24 Stunden.
4. Abpipettieren der Lösung in einen zuvor gewogenen Tiegel.
5. Verdampfen des Wassers unter Vakuum bei 40°C.
6. Wägen des Tiegels, der das Polymer enthält, und Berechnen der gelösten Polymermenge durch Subtraktion des Gewichts des leeren Behälters.

Beispiel 3: Matrix aus PLGC mit TGF-β₁ und TCP Reagenzien

TCP:	DePuy, 149 bis 250 μm Durchmesser
TGF-β₁:	Genentech, 0,73 mg/mL
PLGC-Polymer:	Poly(Lactid : Glykolid : ε-Caprolacton) (40 : 40 : 20) Na⁺-Ionomer (MW 2.000) (Zubereitung siehe oben)
Beschichtungspuffer:	20 mM Na-Acetat, pH 5,0 (Sigma, Kat.-Nr. S-5889)
Gelatinepuffer:	2,5% Gelatine (250 mg/10 mL Wasser), 100 Bloom General Foods
Spülpuffer:	PBS pH 7,4, Boehringer Mannheim, Kat.-Nr. 100-961
Antioxidans:	0,2% n-Propylgallat in Wasser (20 mg/10 mL; erhitzen im Mikrowellenofen, um es in Lösung zu bringen) Sigma, Kat.-Nr. P-3130

Verfahren

1. Zugabe der gewünschte Menge TGF-β₁ zum Beschichtungspuffer (2 mL/g TCP).
2. Mischen der TGF-β₁-Beschichtungspuffer-Lösung mit trockenem TCP in einem silikonisierten Polypropylenbehälter.
3. Inkubieren der Mischung bei Raumtemperatur, 3 Stunden lang unter ständigem, leichtem Rühren.
4. Absitzenlassen des TCP oder vorsichtiges Zentrifugieren; Abtrennen des TGF-β₁-Beschichtungspuffers durch Dekantieren.
5. Zugabe von Spülpuffer (gleiches Volumen wie des Beschichtungspuffers); Mischen und Abtrennen des Spülpuffers durch Dekantieren.
6. Wiederholung des Spülschritts.
7. Zugabe von Antioxidans-Lösung (gleiches Volumen wie des Spülpuffers); Mischen und Abtrennen des Antioxidans durch Dekantieren.
8. Zugabe von Gelatinepuffer zum TGF-β₁-beschichteten TCP (1,25 mL Puffer/g TCP).
9. Zugabe der TCP/Puffer-Mischung zum viskosen PLGC-Polymer und Mischen [0,796 g (44%) Polymer/1 g (56%) TCP].
10. Schnelles Gefrieren der Matrix mit flüssigem N₂.
11. Gefriertrocknen der Matrix.

Die Matrix sollte bei –70°C trocken aufbewahrt werden. Sie nimmt leicht Wasser aus der Umgebungsluft auf. Die Matrix kann durch Gammabestrahlung mit 2,5 Mrad in einer N₂-Atmosphäre in einer dichten Folienverpackung sterilisiert werden.
Beispiel 4: Auflösung und Freisetzung von Matrices aus Polyestermischungen
Dieses Beispiel zeigt, wie die vorliegenden Implantatmatrices modifiziert werden können, um Abbau und Freisetzung einer biologischen Substanz innerhalb eines gewünschten Zeitraums einzustellen.
(a) Auflösungsgeschwindigkeit
Methode: TCP (50 mg) wurde mit einer ausreichenden Menge Polymer gemischt, um das gesamte TCP zu binden. Die Mischung wurde in einem Vakuumofen vollständig getrocknet. Die trockene Mischung wurde gewogen und in eine phosphatgepufferte Salzlösung (PBS) eingebracht (5 mL). Das Gewicht der Matrix, die zusammenhängend blieb, wurde täglich gemessen. Die Inkubation während dieses Prozesses erfolgte bei Raumtemperatur. Als vollständige Auflösung wurde der Punkt definiert, bei dem kein Matrixmaterial mehr zusammenhängend blieb.
In Tabelle 5 sind die Ergebnisse dieses Tests mit variablen Mischungen von PLG (A = MW 12.000 und B = MW 500) zusammen gefasst.
Tabelle 5: Untersuchung der Auflösung an PLG-Mischungen
In Tabelle 6 sind die Ergebnisse von Tests zusammen gefasst, die mit statistischen PLGC-Terpolymeren mit einem Mengenverhältnis von 40% L, 40% G, 20% C mit unterschiedlichen Endgruppen durchgeführt wurden. Jedes Terpolymer hatte ein Molekulargewicht von 2.000. Die Ionomer-Proben wurden durch Carboxylieren des PLGC und anschließende Neutralisation der carboxylierten Substanz mit NaOH zubereitet.
Tabelle 6: Untersuchung der Auflösung an PLGC-Terpolymeren^*
(b) Freisetzungsgeschwindigkeit
Es wurde die Freisetzung von TGF-β₁ aus einer PLGC/TCP/TGF-β₁-Matrix gemessen, die zubereitet wurde wie in Beispiel 3 beschrieben. Das TGF-β₁ wurde extrahiert und folgendermaßen mit ELISA (Enzym-Immunoassay) bewertet:
Unverdünntes Pferdeserum (Sigma, Kat.-Nr. H-1270) und 0,02% Gewichtsprozent Natriumazid wurden zur Probe zugefügt. Die eingesetzte Menge an Serum hing von der TGF-β₁-Konzentration ab; es wurde eine Endkonzentration von etwa 0,4 bis 1 μg TGF-β₁ pro mL abgestrebt. Serum und TCP wurden mindestens 12 Stunden lang (über Nacht) bei Raumtemperatur unter Rühren inkubiert. Um TCP-Feinkörner zu entfernen, wurde das Material in einem Mikrozentrifuge eine Minute lang mit 500 g zentrifugiert.

Die Proben wurden dann mit ELISA (Enzym-Immunoassay) bewertet, um die biologische Aktivität zu bestimmen. Das TGF-β₁-Capture-ELISA-Protokoll lautete folgendermaßen: Material

1. Fester Träger:	Dynatech Immulon II, Kat.-Nr. 011-010-3450
2. Beschichtungspuffer:	0,05 M Carbonatpuffer pH 9, 5 Na₂CO₃ (5, 3 g/L)
3. Capture-Mab:	Mab < TGF-β₁ > 12H5, Genentech, Chargen-Nr. 8268-61
4. Auswaschpuffer:	PBS, 0,05% Tween 20
5. Detektions-Mab:	Mab < TGF-β₁ > 4A11-HRP Genentech, Chargen-Nr. 16904-30 (Mab = monoclonal antibody, monoklonaler Antikörper)
6. Standard:	TGF-β₁, Genentech; die gleiche Charge wurde als unbekannte Probe verwendet
7. Substrat:	3,3',5,5'-Tetramethylbenzidin (TMB), Kirkegaard & Perry, Kat.-Nr. 50-76-100
8. Stoplösung:	1 M H₂SO₄

Verfahren
Eine 96-Zellen-Mikrotiterplatte wurde mit 0,5 μg/mL Mab 12H5 in Beschichtungspuffer beschichtet und über Nacht auf einer Temperatur von 4°C gehalten, bei 100 μL/Zelle.
Die Platte wurde in 6 Zyklen in einem Waschgerät des Typs Titertek Microplate 120 mit Auswaschpuffer ausgewaschen, und das letzte Volumen des Auswaschpuffers wurde in den Zellen belassen. Die 96-Zellen-Mikrotiterplatte wurde 10 Minuten lang mit dem Auswaschpuffer inkubiert; dann wurde der Auswaschpuffer entfernt. Die TGF-β₁-Proben wurden in die ausgewaschene Platte hinein gegeben und einer Reihenverdünnung in PBS mit 100 μL/Zelle unterzogen. Die TGF-β₁-Proben wurden dann 1 Stunde lang bei Raumtemperatur inkubiert. Die Platten wurden erneut in 6 Zyklen mit Auswaschpuffer ausgewaschen. Sodann wurde der Platte 4A11-HRP-Konjugat zugefügt und in Auswaschpuffer auf etwa 1 : 2000 verdünnt, bei 100 μL/Zelle. Dann wurde die Platte 1 Stunde lang bei Raumtemperatur inkubiert. Die Platten wurden in 6 Zyklen mit Auswaschpuffer ausgewaschen. Danach wurden der Platte 100 μL/Zelle an Substrat zugesetzt. Nun wurde 5 Minuten lang die Entwicklung der Farbe abgewartet. Dann wurden 50 μL/Zelle an Stoplösung zugesetzt. Die Wellenlänge wurde bei 450 nm an einem Gerät des Typs Moleculare Devices Vmax abgelesen.
Die Kurve der optischen Dichte (O. D.) wurden einer Kurvenanpassung durch logarithmisch-lineare Regression unterzogen. Die Eichkurve wurde mithilfe verdünnter Standardlösungen von TGF-β₁ aufgestellt. Die unbekannte Konzentration wurde mithilfe des Multiplikationsfaktors errechnet, mit dem die Regressionskurve auf die Eichkurve bei einem Wert im linearen Bereich verschoben werden konnte.
Die Ergebnisse der Tests auf Freisetzung von TGF-β₁ aus der PLGC/TCP/TGF-β₁-Matrix sind in Tabelle 7 zusammen gefasst.
Tabelle 7: Ausbeute von TGF-β₁ aus der Polymermatrix^a

Die PLGC/TCP/TGF-β₁-Matrix, die in diesem Beispiel untersucht wurde, wies eine hohe Auflösungsgeschwindigkeit auf (siehe Teil (a), Tabelle 6; PLGC-COO^– Na⁺ 100%), ferner eine hohe Freisetzungsgeschwindigkeit von TGF-β₁. Beispiel 5: Zubereitung einer Ionomer/Submucosa-Matrix Reagenzien

TGF-β₁:	Genentech, 0,73 mg/mL
PLGC-Polymer:	Poly(Lactid : Glykolid : ε-Caprolacton) (40 : 40 : 20) Na-Ionomer; MW 2.000
Beschichtungspuffer:	20 mL Na-Acetat, pH 5,0, (Sigma); 1% Gelatine-Endkonzentration während des Beschichtens (100 Bloom General Foods)
Antioxidans:	0,2% n-Propylgallat in Wasser
Dünndarm-Submucosa	(„SIS", Small Intestine Submucosa): (zubereitet gemäß den US-Patenten Nr. 4.902.508 und Nr. 4.956.178, siehe oben; zerkleinert und gefriergetrocknet)

Verfahren

1. Mischen der gewünschte Menge TGF-β₁ mit Beschichtungspuffer und Submucosa (1 mL Puffer/100 mg Submucosa), um einen Kitt zu erhalten.
2. Inkubieren der Mischung, 1 Stunde lang, bei Raumtemperatur.
3. Zugabe von Antioxidans-Lösung zum Polymer und kurzes Rühren bei Raumtemperatur, bis eine zähflüssige Lösung vorliegt (pro g Polymer 4 mL einer Antioxidans-Lösung mit 0,02 Gewichtsprozent).
4. Mischen der Submucosa/TGF-β₁-Mischung mit der zähflüssigen Polymerlösung.
5. Einsetzen der Matrix in einen Behälter, der (a) in flüssigem N₂ eingefroren werden kann und (b) so geformt ist, dass das Material gleichmäßig vom Polymer beschichtet werden kann, also eine Petrischale aus Glas.
6. Schnelles Einfrieren der Matrix in flüssigem N₂.
7. Gefriertrocknen der Matrix.
8. Sterilisieren der Polymer/Matrix-Zubereitung, wie in Beispiel 3 beschrieben.

Die nach diesem Verfahren zubereitete Polymermatrix hatte schließlich eine Zusammensetzung von 67% Polyester-Ionomer und 33% Submucosa; sie enthielt außerdem 5 μg/mL TGF-β₁.
Beispiel 6: Polyester-Löslichkeit
Die Löslichkeit verschiedener Polyester wurde nach dem Verfahren von Beispiel 2 gemessen. Die Ergebnisse dieser Untersuchungen sind in Tabelle 8 zusammen gefasst.
Tabelle 8: Löslichkeit von Polyestern
Beispiel 7: Reparatur einer Kaninchenspeiche mit einem Matrix-Implantat
Eine kittähnliche Zuführungsmatrix, die Polymer, Füllstoff und eine biologisch aktive Komponente (TGF-β₁; siehe Beispiel 3) enthielt, wurde in vivo am Beispiel des Speichenknochens eines Kaninchens bewertet.
Versuchsanordnung
Applikationsweg
Ein zu testendes Erzeugnis oder die autogene Kontrolle wird an der Schadstelle des Speichenknochens in Höhe der Schaftmitte implantiert.
Überblick:
Ein 1,5 cm großes Segment der rechten Speiche wird entfernt, sodass hier eine einseitige Schadstelle entsteht. In diese Schadstelle wird ein zu testendes Material oder ein Kontrollmaterial implantiert, oder es wird nichts implantiert – je nachdem, zu welcher Gruppe die Zuweisung erfolgte. Der Einschnitt wird verschlossen, und die Kaninchen werden noch 8 Wochen lang am Leben gelassen. Nach 8 Wochen werden beide Speichenknochen herausgenommen.
Versuchsdurchführung
Als Anästhetikum wird eine Xylazin/Ketamin-Mischung verwendet. Diese Mischung wird hergestellt, indem Xylazin (1,42 mL; 100 mg/mL) dem Ketamin (10 mL; 100 mg/mL) zugemischt wird. Den Kaninchen wird anfänglich eine Dosis von ungefähr 0,65 mL/kg intramuskulär verabreicht (maximal 3 mL pro Kaninchen). Eine Ohrvene wird katheterisiert, und weiteres Anästhetikum wird, je nach Bedarf, durch diesen Katheter zugeführt, und zwar ungefähr ein Achtel (0,125) der Anfangsdosis. Über der rechte Speiche werden die Haare abgeschnitten, und dann wird an der betreffenden Stelle rasiert oder enthaart sowie aseptisch für den chirurgischen Eingriff vorbereitet.
Chirurgischer Eingriff
In Höhe der Mitte des rechten Unterarms wird an der vorderen Innenseite eingeschnitten. Die Weichteile werden zur Seite geschoben, um die Speiche freizulegen. Das interosseale Ligament zwischen Speiche und Elle wird abgetrennt, und in Höhe der Schaftmitte wird die Knochenhaut der Speiche etwa 1,7 cm lang herausgeschnitten. Ein steriler Spatel wird zwischen Speiche und Elle platziert, und ein 1,5 cm großes Segment der Speiche wird entfernt. Hierzu dient ein Sägeblatt, das an einer Sagittalsäge befestigt ist. Die Stelle wird während der Osteoektomie mit reichlich physiologischer Salzlösung berieselt, um eine zu starke Erwärmung der Knochenränder zu verhindern.
Versuchsabfolge
Jede Schadstelle der Speichenknochen wird mit einem der zu testenden Materialien oder mit einem autogenen Transplantat gefüllt oder frei gelassen. Nachdem das Material an der betreffenden Stelle formgerecht eingebracht wurde, werden die Weichteile wieder angesetzt und mit einem absorbierbaren Faden vernäht, und der Hautschnitt wird verschlossen und mit einem nicht absorbierbaren Faden vernäht.
Die Menge an Material, die implantiert wurde, wird folgendermaßen ermittelt: Die Zubereitung wird nach der Präparation, aber vor dem Implantieren, gewogen (dazu dient ein steriles Wägeschiffchen aus Folie oder eine ähnliche Vorrichtung). Zum Schluss wird die restliche, also nicht implantierte, Zubereitung gewogen.
Die operierte Stelle wird geröntgt, um die anatomische Lage des Materials zu dokumentieren, und die Kaninchen werden wieder ihre Käfige gesetzt. In den ersten 3 Tagen nach der Operation wird Buprenorphinhydrochlorid (0,15 mg SQ) als Schmerzmittel verabreicht.
Die Kaninchen werden nach dem chirurgischen Eingriff 8 Wochen lang versorgt und dann durch intravenöse Verabreichung von Beuthanasia-D^® Special Solution getötet. Die rechte und die linke Speiche werden entnommen und von den Weichteilen befreit. Die operierte Speiche wird histologisch auf Vorhandensein von Knochenmaterial innerhalb der Schadstelle untersucht (das deutet darauf hin, dass eine Verbindung entstand), außerdem auf Vorhandensein von Knorpel, Weichteilen oder Rissen innerhalb der Schadstelle (das deutet auf eine möglicherweise instabile Verbindung oder auf eine nicht entstandene Verbindung hin). Die Ergebnisse werden histologisch folgendermaßen eingestuft: 0 = fehlgeschlagen, 1 = mangelhaft, 2 = mäßig, 3 = gut, 4 = ausgezeichnet.
Die Ergebnisse einer Studie, die nach diesem Verfahrens durchgeführt wurde, sind in Tabelle 9 zusammen gefasst.
Tabelle 9: Studie an Speichenkochen von Kaninchen mit PLGC-Ionomer/TGF-β₁-Matrix
Dieser Test demonstriert, dass die Matrices gemäß der Erfindung dazu dienen können, lange Knochen, etwa die Speiche, wiederherzustellen, die Mark enthalten, reichlich mit Blut versorgt sind und mechanisch belastet werden.
Beispiel 8: Handhabung/Formbarkeit von Polymermatrices
Die Handhabungseigenschaften der Polymer-Implantatmatrices spielen während des chirurgischen Eingriffs eine sehr große Rolle. Die kittähnliche Matrix sollte so leicht formbar sein, dass sie in eine Schadstelle passend einzufügen ist, und so sie sollte so gut haften, dass sie in der Schadstelle verbleibt. Die Kittmatrix sollte jedoch nicht so fest haften, dass sie ohne weiteres an Oberflächen wie der Latexhandschuhe des Chirurgen oder der chirurgischen Instrumente haftet. Dieses Beispiel zeigt, wie eine typische Polymerklebstoffmatrix entwickelt wurde, die diesen Anforderungen entspricht.
TCP (50 mg) wurde mit Wasser durchtränkt (1 μL/mg); dann wurde Polymer (zur Menge siehe Tabelle 10) mit der TCP-Lösung vermischt. Die Mischung wurde unter Vakuum getrocknet oder gefriergetrocknet. Die kittähnliche Klebstoffmatrices wurden nach folgenden Kriterien bewertet: (1) Formbarkeit: hart oder weich; (2) Anhaften an Latexhandschuhen; (3) Anhaften an Instrumenten.
Getestete Polymere

PLG 50-50 = 50% Lactid, 50% Glykolid, statistisches Copolymer
PLGC 40-50-10 = 40% Lactid, 50% Glykolid, 10% Caprolacton, statistisches Terpolymer
PLGC 40-40-20 = 40% Lactid, 40% Glykolid, 20% Caprolacton, statistisches Terpolymer
PLGC 40-40-20 COOH = PLGC 40-40-20, carboxyliert mit Bernsteinsäureanhydrid
PLGC 40-40-20 COONa = PLGC 40-40-20 COOH, neutralisiert mit NaOH, um COO-Na⁺-Endgruppen zu erzeugen

Die Ergebnisse der Handhabungs-Untersuchungen mit diesen Polymeren sind in Tabelle 10 zusammengefasst.
Tabelle 10: Ergebnisse der Studie zur Handhabung/Formbarkeit
Dieses Beispiel demonstriert, wie die Variation von Molekulargewicht, Zusammensetzung und Endgruppen die Formbarkeit und die Hafteigenschaften der Matrix beeinflusst. Durch Absenken des Molekulargewichts von PLG wurde die Mischung leichter formbar, haftete aber auch stärker an Latexhandschuhen. Wenn der Prozentsatz an Caprolacton erhöht wurde, nahm die Formbarkeit zu, aber auch die Anhaftung an Handschuhen. Durch Anfügen der Carboxylgruppe an das Terpolymer wurde das Polymer härter, jedoch ergab die Neutralisation des carboxylierten Terpolymers einen formbaren Kitt, der an Latexhandschuhen nicht haftete. Die Probe von PLGC 40-40-20 Na enthielt TCP als Füllstoff mit festem Träger. Wenn ein anderer Füllstoff verwendet wird, kann die Mischung auf ähnliche Weise angepasst werden, um eine kittähnliche Implantatmatrix mit den gewünschten Merkmalen zu erhalten.
Beispiel 9: Auswirkung der Glasüberaangstemperatur auf die Handhabung der Polymere
Die Differential-Scanning-Kalorimetrie (DSC) ist eine verbreitete Methode der thermischen Analyse. Bei einer DSC-Messung werden Referenztiegel und Probentiegel so aufgeheizt, dass ihre Temperaturen sich mit einer konstanten, zuvor festgelegten Geschwindigkeit erhöhen. Dabei wird die Differenz zwischen den Wärmeströmen zum Referenztiegel und zum Probentiegel gemessen. Wenn der Wärmestrom zum Probentiegel höher ist als der zum Referenztiegel, dann ist die gemessene Differenz der Wärmeströme endotherm. Wenn der Wärmestrom zum Probentiegel geringer ist, so ist die gemessene Differenz der Wärmeströme exotherm.
Eine DSC-Analyse von Polymeren gibt Informationen über die Glasübergangstemperaturen (T_g). Ein Glasübergang und damit ein T_g-Wert ist in allen amorphen Polymeren festzustellen, ebenso in amorphen Gebieten teilweise kristalliner Polymere. Der T_g-Wert der letztgenannten hängt nicht vom Kristallinitätsgrad ab, aber das Ausmaß des Übergangs nimmt mit steigendem Kristallinitätsgrad ab; daher ist der Übergang in stark kristallinen Polymeren schwierig zu erkennen. Ein Polymer ist bei Temperaturen oberhalb seines T_g-Werts weich und biegsam, aber bei Temperaturen unterhalb seines T_g-Werts ist es spröde und steif. (Siehe M. C. Meikel, W. Y. Mak, S. Papaionannou, E. H. Davies, N. Mordan, J. J. Reynolds, Biomaterials, 14(3), 177 (1993) und J. L. Ford, P. Timmins, „Pharmaceutical Thermal Analysis", Kapitel 2, John Wiley & Sons, New York (1989).) Dieses Beispiel demonstriert, dass der T_g-Wert ein wertvolles Hilfsmittel sein kann, wenn zu bestimmen ist, ob ein Polymer formbar bleiben wird. Der maximale und der minimale T_g-Wert können bei unterschiedlichen Anwendungen und/oder festen Substraten etwas unterschiedlich sein. Beim vorliegenden Beispiel wurde als festes Substrat TCP verwendet. Die Ergebnisse dieser Tests sind in Tabelle 11 zusammen gefasst.
Tabelle 11: Glasübergangstemperaturen T_g und Handhabungsmerkmale

Claims

Drucksensitiver Klebstoff zur Reparatur von Gewebe, enthaltend ein Lactid-haltiges Terpolymer aus Monomereinheiten von Milchsäure, Glykolsäure und entweder Caprolacton oder Valerolacton, wobei das Terpolymer ein durchschnittliches Molekulargewicht von 1.000 bis 3.000 hat, seine Haftfestigkeit zwischen etwa 600 und etwa 150.000 Pa beträgt und seine Wasserlöslichkeit bei ungefähr 25°C zwischen 0,01 und etwa 500 mg/ml liegt.
Drucksensitiver Klebstoff nach Anspruch 1, wobei das Terpolymer Poly(lactid/glykolid/caprolacton) ist.
Drucksensitiver Klebstoff nach Anspruch 1, wobei das Terpolymer Poly(lactid/glykolid/valerolacton) ist.
Drucksensitiver Klebstoff nach Anspruch 3, wobei das Terpolymer ungefähr 35 bis 45% Lactid, ungefähr 35 bis 45% Glykolid und ungefähr 10 bis 30% Valerolacton enthält.
Drucksensitiver Klebstoff nach Anspruch 1, wobei das Terpolymer eine Glasübergangstemperatur von weniger als 0°C hat.
Drucksensitiver Klebstoff nach Anspruch 1, welcher außerdem einen Füllstoff enthält.
Drucksensitiver Klebstoff nach Anspruch 6, wobei der Füllstoff ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus Knochenchips, Tricalciumphosphat, Hydroxylapatit, Submucosa des Dünndarms, Granulen aus Bioglas, synthetischen Polymeren, Calciumcarbonat, Calciumsulfat und Kollagen.
Drucksensitiver Klebstoff nach Anspruch 1, welcher außerdem ein bioaktives Agens enthält.
Drucksensitiver Klebstoff nach Anspruch 8, wobei das bioaktive Agens ein Wachstumsfaktor ist.
Drucksensitiver Klebstoff nach Anspruch 9, wobei der Wachstumsfaktor ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus einem Fibroblastenwachstumsfaktor, einem Transforming Growth Factor, einem morphogenetischen Protein der Knochen, einem epidermalen Wachstumsfaktor, einem Platelet Derived Growth Factor oder einem insulinartigen Wachstumsfaktor.
Drucksensitiver Klebstoff nach Anspruch 1, wobei das Terpolymer als formbarer Kitt vorliegt.