DE69837141T2

DE69837141T2 - Polyhydroxyalkanoate für in vivo anwendungen

Info

Publication number: DE69837141T2
Application number: DE69837141T
Authority: DE
Inventors: Simon F. Sherborn WILLIAMS; David P. Arlington MARTIN; Tillman Cambridge GERNGROSS; Daniel M. Somerville HOROWITZ
Original assignee: Metabolix Inc
Current assignee: Yield10 Bioscience Inc
Priority date: 1997-05-12
Filing date: 1998-05-12
Publication date: 2007-10-31
Anticipated expiration: 2018-05-13
Also published as: PT981381E; AU7486798A; US20110135707A1; DE69837141D1; US20010009769A1; EP0981381B1; ES2285770T3; DK0981381T3; US8771720B2; US20070280899A1; US20120328523A1; US6245537B1; US6623749B2; US20040053381A1; EP0981381A2; US7244442B2; US7906135B2; US8231889B2; WO1998051812A2; ATE354600T1

Description

Querverweis auf verwandte Anmeldungen
Es werden die Prioritätsrechte beansprucht bezüglich der US-Serien-Nr. 60/046 211 mit dem Titel „Biocompatible Polyhydroxyalkanoates", eingereicht am 12. Mai 1997 von Simon F. Williams, der Serien-Nr. 60/054 289 mit dem Titel „Derivatization of PHAs for Biomedical Applications", eingereicht am 31. Juli 1997 von David Martin, der Serien-Nr. 60/063 501 mit dem Titel „Polyhydroxy Alkanoate Stents", eingereicht am 24. Oktober 1997 von Simon F. Williams und David P. Martin, und der Serien-Nr. 60/065 921 mit dem Titel „Method for Making Biocompatible Polyhydroxyalkanoates", eingereicht am 17. November 1997 von Simon F. Williams und David P. Martin.
Hintergrund der Erfindung
Die vorliegende Anmeldung zielt allgemein auf Polyhydroxyalkanoatpolymere und Herstellungsverfahren zur Entfernung von Endotoxin und ihre Verwendung in verschiedenen biomedizinischen Anwendungen ab, einschließlich des Gewebeengineerings, von Wundverbänden, der Arzneimittelabgabe und in Prothesen.
Polyhydroxyalkanoate (PHAs) sind Polymere mit sich wiederholenden Einheiten aus Hydroxysäuremonomeren. PHAs sind in mehreren Übersichtsarbeiten dargestellt worden, einschließlich von Byrom, „Miscellaneous Biomaterials" in Biomaterials (D. Byrom, Hrsg.), S. 333-59 (MacMillan Publishers, London 1991), Hocking und Marchessault, „Biopolyesters" in Chemistry and Technology of Biodegradable Polymers (G.J.L. Griffin, Hrsg.), S. 48-96 (Chapman and Hall, London 1994), Müller und Seebach, Angew. Chem. Int. Ed. Engl. 32: 477-502 (1993), Steinbüchel, „Polyhydroxyalkanoic Acids" in Biomaterials (D. Byrom, Hrsg.), S. 123-213 (MacMillan Publishers, London 1991) und Williams und Peoples, CHEMTECH 26: 38-44 (1996).
Polyhydroxybutyrat (PHB) und Polyhydroxybutyrat-hydroxyvalerat (PHBV) werden kommerziell als biologisch abbaubarer Ersatz für synthetische Harze für Bedarfsartikel eingesetzt, und sie sind extensiv hinsichtlich ihres Einsatzes in biomedizinischen Anwendungen untersucht worden. Beispiele für diese biomedizinischen Anwendungen sind die verzögerte Freisetzung (Pouton und Akhtar, Adv. Drug Delivery Rev. 18:133-62 (1996)), Tablettenformulierungen, chirurgische Nähte, Wundverbände, Schmierpulver, Blutgefäße, Gewebegerüsts, chirurgische Implantate zur Verbindung röhrenförmiger Körperteile, Platten zur Fixierung von Knochenbrüchen und andere orthopädische Anwendungen (Hocking und Marchessault, „Biopolyesters" in Chemist and Technolo of Biode radable Polymers (G.J.L. Griffin, Hrsg.), S. 48-96 (Chapman and Hall, London 1994) und Literaturstellen darin), Europäische Patentanmeldung 754 467 A1 (Bowald et al.); siehe auch Saghir Akhtar, Ph.D. Thesis for the University of Bath, 1990, „Physicomechanical Properties of Bacterial P(HB-HV) Polyesters and Their Uses in Drug Delivery". PHBV ist zur Aufrechterhaltung des Zellwachstums und zur Geweberekonstruktion eingesetzt worden (siehe z.B. Rivard et al., J. Appl. Biomat. 6: 65-68 (1995)). Allerdings wurde für PHBs und PHBVs gezeigt, dass sie bei einer Implantation in vivo akute Entzündungsreaktionen induzieren (Akhtar, S. 50-51 und dort zitierte Literaturstellen).
Biologisch abbaubare Polymere für medizinische Anwendungen müssen biokompatibel sein und sich zu untoxischen Metaboliten zersetzen. Medizinische Vorrichtungen müssen auch nicht-pyrogen sein, d.h. die Produkte dürfen, wenn sie Patienten verabreicht werden, keine Fieberreaktionen hervorrufen. Die Gegenwart von bakteriellem Endotoxin (das eine integrale Komponente der äußeren Zelloberfläche gramnegativer Bakterien ist) in dem Produkt ist bei weitem die größte Sorge der Hersteller bezüglich der Erzielung pyrogenfreier Produkte (Weary und Pearson, BioPharm. 1: 22-29 (1988)). Die US Food and Drug Administration (FDA) verlangt zum Beispiel, dass der Endotoxingehalt medizinischer Vorrichtungen pro Vorrichtung nicht 20 US-Pharmacopeia (USP)-Endotoxineinheiten (EU) überschreitet, mit Ausnahme solcher Vorrichtungen, die mit der Zerebrospinalflüssigkeit in Kontakt kommen und für die der Gehalt 2,15 USP-Endotoxineinheiten pro Vorrichtung nicht überschreiten darf. Es kann sein, dass akzeptable Endotoxinspiegel für bestimmte Anwendungen sogar noch niedriger sein können, wenn das Polymer für besonders kritische Anwendungen eingesetzt werden soll. Daher müssen bei der Entwicklung von PHAs für die Verwendung in medizinischen Vorrichtungen die Materialien die für den Endotoxingehalt festgelegten spezifischen Anforderungen erfüllen, insbesondere bei PHAs, die aus der Fermentation gramnegativer Bakterien stammen, bei der die Polymere gegen große Endotoxinmengen in der Zellkultur exponiert sind.
Das US-Patent Nr. 5 334 698 an Witholt et al. offenbart Nähte, Folien, Hauttransplantate und Knochentransplantate, die aus einem optisch aktiven, aus Pseudomonas-oleovorans-Zellen isolierten Polyester präpariert wurden. Die PCT Application Publication WO 96/00263 (Eggink et al.) offenbart eine wässrige, latexartige PHA-Dispersion, bei der das PHA gesättigte oder ungesättigte 3-Hydroxyfettsäuren mit einer Kettenlänge von 6-14 Kohlenstoffen enthält. Hocking und Marchessault, „Biopolyesters" in Chemistry and Technology of Biodegradable Polymers (G.J.L. Griffin, Hrsg.), S. 48-96 (Chapman and Hall, London 1994) offenbaren auch Polyester mit funktionalisierten Seitenketten, die von Bakterien nach einer Modifizierung des Nährsubstrats produziert werden, und ihre Verwendung zur Herstellung von Systemen für die Arzneimittelabgabe. Diese Materialien würden von Haus aus Endotoxin enthalten, und es gibt keine Offenbarung irgendeines Verfahrens zur Entfernung von Endotoxinen oder von Prozeduren zur Bereitstellung entpyrogenisierter Polymere, die für eine medizinische Verwendung in vivo geeignet sind.
Trotz der zahlreichen Literaturstellen, die die Produktion, die Reinigung und die Entwicklung von Anwendungen für PHAs beschreiben, gibt es derzeit keine veröffentlichten Verfahren zur spezifischen Entpyrogenisierung von PHA-Polymeren. PHAs haben eine relativ hohe Affinität für Endotoxine, was den Einsatz von Routineverfahren zur Entpyrogenisierung kompliziert macht. Somit besteht ein Bedarf an der Entwicklung von Verfahren zur Entpyrogenisierung von PHA-Polymeren, insbesondere wenn sie sind durch eine Fermentation in gramnegativen Bakterien hergestellt wurden.
Sogar abgesehen vom Problem der Pyrogenität bleibt ein Bedarf an der Entwicklung weiterer biologisch abbaubarer Polymere für eine In-vivo-Verwendung, insbesondere von Polymeren mit alternativen physikalischen und chemischen Eigenschaften, bestehen. Zu diesen Eigenschaften gehören Charakteristika, die für die Einfachheit der Verarbeitung relevant sind sowie für die Eignung zur letztendlichen Verwendung. Eine für die Verarbeitung der Polymere wichtige physikalische Eigenschaft ist der Schmelzpunkt oder die Glasübergangstemperatur der Materialien. PHB, PHBV (0-24 % V), PGA und PLGA schmelzen zum Beispiel alle nur bei relativ hohen Temperaturen von über 136°C. Diese hohe Temperatur kann ein Nachteil bei der Herstellung sein, wenn die Polymere in der Schmelze mit anderen wärmeempfindlichen Komponenten vereinigt werden sollen. Es wäre für die Verwendung in biomedizinischen Anwendungen vorteilhaft, über eine Klasse von PHAs verfügen zu können, die Schmelzpunkte oder Glasübergangstemperaturen von unter 136°C haben. Außerdem sind viele PHAs nur in potenziell toxischen chlorierten Lösemitteln löslich. Somit besteht ein Bedarf an der Entwicklung niedrigschmelzender PHAs, die bei niedrigen Temperaturen als Schmelze verarbeitet werden können und/oder in untoxischen, allgemein annehmbaren Lösemitteln gelöst werden können. Es gibt jedoch derzeit keine kommerzielle Quelle für Polyhydroxyalkanoatmaterialien mit diesen Eigenschaften.
Andere Eigenschaften, wie die thermischen und die mechanischen Eigenschaften, die Dichte und die Kristallinität, sind ebenfalls von Interesse. Diese Eigenschaften können durch das Mischen oder Verschneiden der PHAs mit anderen Materialien oder durch das Verändern der PHA-Zusammensetzung modifiziert werden. Die kommerziell erhältlichen PHAs, PHB und PHBV, haben nur eine eingeschränkte Verwendbarkeit. Andere PHAs können für sehr unterschiedliche Anwendungen eingesetzt werden. Zum Beispiel reicht die Dehnung beim Reißen für PHBV von ungefähr 8 bis 42 %, während die gleiche Eigenschaft für Polyhydroxyoctanoat (PHO), ein niedrigschmelzendes PHA, bei ungefähr 380 % liegt (Gagnon et al., Rubber World 207: 32-38 (1992)). Ähnlich hat PHBV einen Elastizitätsmodul zwischen 1 000 und 3 500 MPa und eine Zugfestigkeit zwischen 20 und 31 MPa, im Gegensatz zu PHO, das einen Elastizitätsmodul von 8 MPa und eine Zugfestigkeit von 9 MPa hat (Gagnon et al., Rubber World 207: 32-38 (1992)). Diese Eigenschaften und andere haben dazu geführt, dass PHO als ein thermoplastisches Elastomer klassifiziert wurde (Gagnon et al., Rubber World 207: 32-38 (1992)). Es wurde die kovalente Vernetzung ungesättigter anhängender Gruppen mehrerer thermoplastischer Polyhydroxyalkanoat-Elastomere berichtet (Gagnon et al., Polymer 35: 4358-67 (1994)), auch wenn die Verwendung der Polymere zur Herstellung medizinischer Vorrichtungen nicht offenbart wird. Es wäre nützlich, für die Verwendung bei der Herstellung medizinischer Vorrichtungen biokompatible niedrigschmelzende PHAs mit Gruppen zu entwickeln, die kovalent modifiziert werden können oder die nachfolgend so modifiziert werden können, dass sie funktionelle Gruppen exponieren, die derivatisiert werden können.
Dementsprechend ist es ein Ziel dieser Erfindung, Polyhydroxyalkanoatpolymere, bei denen der größte Teil der Pyrogene entfernt wurde, für die Verwendung in biomedizinischen Anwendungen bereitzustellen.
Es ist ein weiteres Ziel dieser Erfindung, derartige biokompatible Polyhydroxyalkanoatpolymere mit niedrigen Schmelzpunkten und/oder einer Löslichkeit in untoxischen, nichthalogenierten Lösemitteln bereitzustellen.
Es ist ein weiteres Ziel dieser Erfindung, derartige Pofyhydroxyalkanoate mit erwünschten Eigenschaften für die Verwendung in verschiedenen biomedizinischen Anwendungen, wie der Arzneimittelabgabe, dem Gewebeengineering, der medizinischen bildgebenden Darstellung und der Herstellung von Prothesen, Stents und Beschichtungen bereitzustellen.
Es ist ein weiteres Ziel dieser Erfindung, Verfahren zur Herstellung biomedizinischer Vorrichtungen unter Verwendung derartiger Polyhydroxyalkanoatpolymere bereitzustellen.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Ein Aspekt der vorliegenden Erfindung stellt eine biokompatible medizinische Vorrichtung gemäß Anspruch 1 bereit.
Ein weiterer Aspekt stellt ein Verfahren zur Herstellung einer biokompatiblen Polyhydroxyalkanoatzusammensetzung gemäß Anspruch 2 bereit.
Ein weiterer Aspekt stellt ein Polyhydroxyalkanoat gemäß Anspruch 33 bereit.
Es werden Polyhydroxyalkanoate (PHAs), aus denen Pyrogene entfernt wurden, für die Verwendung in zahlreichen biomedizinischen Anwendungen bereitgestellt, einschließlich von PHAs, die zur Verbesserung ihrer physikalischen und/oder chemischen Eigenschaften, für ein Targeting oder zur Modifizierung der biologischen Abbaubarkeit oder der Clearance durch das retikuloendotheliale System (RES) chemisch modifiziert wurden. Verfahren zur Entpyrogenisierung von PHA-Polymeren, die durch bakterielle Fermentationsprozesse erzeugt wurden, werden ebenfalls bereitgestellt, wobei die Pyrogene von den Polymeren entfernt werden, ohne dass die inhärenten chemischen Strukturen und physikalischen Eigenschaften der Polymere ungünstig beeinflusst werden. PHAs mit vorteilhaften Verarbeitungseigenschaften, einschließlich niedriger Schmelzpunkte und/oder einer Löslichkeit in untoxischen Lösemitteln, werden ebenfalls beschrieben. Es werden PHAs bereitgestellt, die für die Verwendung in In-vivo-Anwendungen geeignet sind, wie Gewebebeschichtungen, Stents, Nähten, Schläuchen, Knochenprothesen und anderen Prothesen, Knochen- oder Gewebezementen, Vorrichtungen für die Geweberegeneration, Wundverbänden, die Arzneimittelabgabe und für diagnostische und prophylaktische Anwendungen. Zu den Eigenschaften, bezüglich derer selektiert wird, gehören eine Abbaubarkeit, Elastizität, der Gehalt an funktionellen Gruppen oder derivatisierten Gruppen, die wiederum dazu eingesetzt werden können, Mittel für ein Targeting und eine Bioadhäsion zu befestigen.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Es werden biokompatible Polyhydroxyalkanoate (PHAs) bereitgestellt, bei denen das aufgrund des Herstellungsprozesses vorhandene Endotoxin ohne eine Schädigung der Polymerzusammensetzung und -struktur entfernt worden ist. Bei einer bevorzugten Ausführungsform haben die Polymere Schmelzpunkte oder Glasübergangstemperaturen von unter 136°C und/oder sind in untoxischen nichthalogenierten Lösemitteln löslich.
I. Polyhydroxyalkanoate
Mehrere Typen von Polyhydroxyalkanoaten werden in der Natur von verschiedenen Organismen als Reaktion auf einen Umweltstress gebildet. Diese PHAs können in Abhängigkeit von der Länge ihrer anhängenden Gruppen und der jeweiligen Biosynthesewege grob in drei Gruppen eingeteilt werden. Relativ kurze anhängende Gruppen sind die C_3-5-Hydroxysäuren, während die relativ langen anhängenden Gruppen C_6-14-Hydroxysäuren sind.
Es gibt drei Haupttypen natürlich vorkommender PHAs. Der erste Typ enthält nur relativ kurze monomere Einheiten aus Hydroxysäuren. Der zweite Typ enthält sowohl relativ kurze als auch relativ lange monomere Einheiten aus Hydroxysäuren. Der dritte Typ enthält nur relativ lange monomere Einheiten aus Hydroxysäuren. Diejenigen mit kurzen anhängenden Gruppen, wie Polyhydroxybutyrat (PHB), ein Homopolymer aus R-3-Hydroxybuttersäure (R-3HB)-Einheiten, sind hochkristalline, thermoplastische Materialien (Lemoigne und Roukhelman, Annales des fermentations 5: 527-36 (1925)). Von PHAs, die die kurzen R-3HB-Einheiten zufällig polymerisiert mit viel längeren anhängenden Gruppen aus Hydroxysäureeinheiten enthalten, wurde erstmals in den frühen 1970er Jahren berichtet (Wallen und Rohwedder, Environ. Sci. Technol. 8:576-79 (1974)). Verschiedene Mikroorganismen, die spezifisch Copolymere aus R-3HB mit diesen längeren anhängenden Gruppen aus Hydroxysäureeinheiten produzieren, sind ebenfalls bekannt und gehören zu dieser zweiten Gruppe (Steinbüchel und Wiese, Appl. Microbiol. Biotechnal. 37: 691-97 (1992)). In den frühen 80er Jahren identifizierte eine Forschergruppe in den Niederlanden die dritte Gruppe von PHAs, die vorwiegend längere anhängende Gruppen aus Hydroxysäuren enthält (De Smet et al., J. Bacteriol. 154: 870-78 (1983)).
PHAs können bis zu 90 % des Zelltrockengewichts von Bakterien ausmachen, und sie finden sich als einzelne Körnchen im Inneren der Bakterienzellen. Diese PHA-Körnchen akkumulieren als Reaktion auf einen Nährstoffmangel und dienen als Reservematerialien für Kohlenstoff und Energie. Von Mikroorganismen werden unterschiedliche Wege zur Erzeugung jeder dieser Polymergruppen eingesetzt. Einer dieser Wege, der zu den Polyhydroxyalkanoaten mit kurzen anhängenden Gruppen („short pendant group polyhydroxyalkanoates", SPGPHAs) führt, umfasst drei Enzyme, nämlich die Thiolase, die Reduktase und die PHB-Synthase (manchmal als Polymerase bezeichnet). Über diesen Weg wird das Homopolymer PHB durch die Kondensation von zwei Molekülen Acetyl-Coenzym-A unter Bildung von Acetoacetyl-Coenzym-A, gefolgt von der Reduktion dieses Zwischenprodukts zu R-3-Hydroxybutyryl-Coenzym-A und der nachfolgenden Polymerisation, synthetisiert. Das letzte Enzym in diesem Weg, nämlich die Synthase, hat eine Substratspezifität, die monomere C_3-5-Einheiten, einschließlich von R-4-Hydroxysäure- und R-5-Hydroxysäureeinheiten, umsetzen kann. Dieser Biosyntheseweg findet sich zum Beispiel in den Bakterien Zoogloea ramigera und Alcaligenes eutrophus.
Der Biosyntheseweg, der zur Bildung der dritten Gruppe der PHAs, der Polyhydroxyalkanoate mit langen anhängenden Gruppen („long pendant group PHAs", LPGPHAs) eingesetzt wird, ist zum Teil noch unbekannt. Es wird jedoch derzeit angenommen, dass die monomeren Hydroxyacyleinheiten, die zu den LPGPHAs führen, aus der α-Oxidation von Fettsäuren und dem Fettsäureweg stammen. Die R-3-Hydroxyacyl-Coenzym-Substrate, die aus diesen Wegen hervorgehen, werden dann durch PHA-Synthasen (manchmal als Polymerasen bezeichnet), die Substratspezifitäten haben, die die größeren monomeren Einheiten im C_6-14-Bereich bevorzugen, polymerisiert. LPGPHAs werden zum Beispiel von Pseudomonaden erzeugt.
Von der zweiten Gruppe von PHAs, die Monomere sowohl aus kurzen R-3HB-Einheiten als auch solchen mit längeren anhängenden Gruppen enthalten, wird angenommen, dass sie beide Wege zur Bereitstellung der Hydroxysäuremonomere einsetzen. Die letzteren werden dann von PHA-Synthasen, die imstande sind, diese Einheiten zu akzeptieren, polymerisiert.
Bis jetzt sind ungefähr 100 unterschiedliche Typen von PHAs durch Fermentationsverfahren erzeugt worden (Steinbüchel und Valentin, FEMS Microbiol. Lett. 128:219-228 (1995)). Verschiedene dieser PHAs enthalten funktionalisierte anhängende Gruppen, wie Ester, Doppelbindungen, Alkoxygruppen, aromatische Gruppen, Halogene und Hydroxygruppen. Transgene Systeme zur Herstellung von PHAs sowohl in Mikroorganismen als auch in Pflanzen sowie enzymatische Verfahren zur Synthese von PHAs werden in einer Übersichtsarbeit von Williams und Peoples, CHEMTECH 26: 38-44 (1996) beschrieben.
Zwei zur ersten Gruppe gehörende PHAs, Polyhydroxybutyrat (PHB) und Polyhydroxybutyrat-co-valerat (PHBV), sind extensiv untersucht worden. PHBV ist ein Copolymer aus R-3HB-Einheiten mit 5-24 % R-3-Hydroxyvaleriansäure (R-3HV), und kommerziell kennt man es als Biopol^TM (vertrieben von ICI/Zeneca). Diese Polymere sind natürliche thermoplastische Materialien, die mittels der herkömmlichen Polymertechnologie verarbeitet werden können und die industriell nützliche Eigenschaften haben, wie eine biologische Abbaubarkeit im Boden und im Meerwasser sowie gute Sperreigenschaften. Sie sind durch Schmelzpunkte gekennzeichnet, die von 130 bis 180°C reichen, und eine Dehnung beim Reißen von 8 bis 42 % (siehe Zeneca Promotional Literature, Billingham, GB, 1993).
1. Polymerformulierungen
Die PHAs, wie sie hier beschrieben werden, können in Form von Homopolymeren, Block-Copolymeren oder Zufalls-Copolymeren vorliegen. Biokompatible Polymere sind allgemein als solche Polymere definiert, die bei einer Implantation in vaskularisiertes Gewebe zu einer minimalen Gewebereaktion führen. So, wie der Begriff hier verwendet wird, sind biokompatible Polymere solche, die bei der Implantation in den Muskel eines Tiers, wie einer Maus, keine akute Entzündungsreaktion hervorrufen.
Die Polymere sind auch dadurch gekennzeichnet, dass sie niedrige Endotoxinspiegel aufweisen. Vorzugsweise sind die PHAs hochreine Materialien mit Reinheiten, die vorzugsweise über 95 % liegen, bevorzugter über 98 %. Die PHAs können durch eine Extraktion mit oder eine Ausfällung aus wässrigen Lösungen, organischen Lösemitteln, superkritischen Flüssigkeiten oder Kombinationen von diesen gereinigt werden.
Das Molekulargewicht der Polymere liegt vorzugsweise bei bis zu 10⁷, und bevorzugter zwischen 10 000 und 10 000 000 Dalton. Die PHAs enthalten zwischen 100 und 100 000, vorzugsweise zwischen 100 und 30 000, Einheiten mit der folgenden Formel: -OCR¹R²(CR³R⁴)_nCO- FORMEL I wobei n eine ganze Zahl ist, zum Beispiel zwischen eins und 15, vorzugsweise zwischen eins und vier, und
wobei R¹, R², R³ und R⁴ unabhängig voneinander ausgewählt sind aus Wasserstoff, Methyl-, C_2-15 geradkettigen, verzweigten oder zyklischen Alkyl-, Alkenyl- oder Alkinylgruppen, Alkarylgruppen, Aralkylgruppen, Neteroalkylgruppen, Heteroarylgruppen, Hydroxygruppen, Thiolgruppen, Disulfiden, Ethergruppen, Thioethergruppen, Estergruppen, Carbonsäuregruppen, Amingruppen, Amidgruppen, Halogenen, Stickstoff-substituierten Gruppen und Sauerstoff-substituierten Gruppen,
Zu geeigneten monomeren Einheiten gehören Hydroxybutyrat-, Hydroxyvalerat-, Hydroxyhexanoat-, Hydroxyheptanoat-, Hydroxyoctanoat-, Hydroxynonanoat-, Hydroxydecanoat-, Hydroxyundecanoat- und Hydroxydodecanoat-Einheiten. Es können PHAs, die Monomere und Polymere und Derivate von 3-Hydroxysäuren, 4-Hydroxysäuren und 5-Hydroxysäuren enthalten, eingesetzt werden. Repräsentative PHAs werden bei Steinbüchel, A. und Valentin, H.E., FEMS Microbiol. Lett. 128: 219-28 (1995), beschrieben.
Bevorzugte PHAs haben Schmelzpunkte oder Glasübergangstemperaturen von unter 136°C. Diese Materialien werden als „niedrigschmelzende PHAs" bezeichnet. Nicht zu den niedrigschmelzenden PHAs gehören spezifisch das Homopolymer Polyhydroxybutyrat (PHB) und die im Handel erhältlichen Copolymere von R-3-Hydroxybuttersäure und R-3-Hydroxyvaleriansäure (PHBV) mit einem Valeratgehalt im Copolymer zwischen 0 und 24 %.
Auch wenn diese Polymere hier in erster Linie unter Bezugnahme auf die Polyhydroxyalkanoatpolymere beschrieben werden, versteht es sich, dass sie mit anderen Polymeren gemischt werden können und/oder mit Monomeren oder anderen Polymeren unter Bildung von Polyhydroxyalkanoat-Copolymeren copolymerisiert werden können. Beispiele für andere Polymere, die besonders für biomedizinische Anwendungen geeignet sind, sind biologisch abbaubare Polymere, wie aus Polymilchsäure, Polyglycolsäure und Copolymeren von diesen hergestellte Polyhydroxysäuren, Polycarbonate, Polyorthoester, Polyanhydride, Polyphosphazene, Polyaminosäuren, Proteine und Polysaccharide. Der Begriff „Polyhydroxyalkanoat" bezieht sich auf Polyhydroxyalkanoatpolymere, -blends und -copolymere, sofern nichts anderes festgestellt wird.
2. Herstellung von PHAs
Die PHAs können aus einer biologischen Quelle, wie einem Mikroorganismus, präpariert werden, der natürlicherweise PHAs bildet oder durch eine Manipulation der Kulturbedingungen und der Nährstoffquellen dazu gebracht werden kann, die PHAs zu bilden, oder aus Mikroorganismen oder einem höheren Organismus wie einer Pflanze, die gentechnisch so manipuliert wurden, dass sie PHAs bilden.
Verfahren, die zur Herstellung von PHA-Polymeren aus Mikroorganismen, die natürlicherweise Polyhydroxyalkanoate bilden, eingesetzt werden können, werden beschrieben im US-Patent Nr. 4 910 145 an Holmes et al., bei Byrom, D., „Miscellaneous Biomaterials" in D. Byrom, Hrsg., „Biomaterials", MacMillan Publishers, London, 1991, S. 333-59, Hocking, P.J und Marchessault, R.H., „Biopolyesters", G.J.L. Griffin, Hrsg., „Chemistry and Technology of Biodegradable Polymers," Chapman and Hall, London, 1994, S. 48-96, Holmes, P.A., „Biologically Produced (R)-3-hydroxyalkanoate Polymers and Copolymers", in D.C. Bassett, Hrsg., „Developments in Crystalline Polymers," Elsevier, London, Band 2, 1988, S. 1-65, Lafferty et al., „Microbial Production of Poly-b-hydroxybutyric acid", H.J. Rehm und G. Reed, Hrsg. „Biotechnology", Verlagsgesellschaft, Weinheim, Band 66, 1988, S. 135-76, und Müller und Seebach, Angew. Chem. Int. Ed. Engl. 32: 477-502 (1993).
Verfahren zur Herstellung von PHAs in natürlichen oder gentechnisch manipulierten Organismen werden beschrieben bei Steinbüchel, A. „Polyhydroxyalkanoic Acids," in D. Byrom, Hrsg., „Biomaterials", MacMillan Publishers, London, 1991, S. 123-213, Williams und Peoples, CHEMTECH 26: 38-44 (1996), Steinbüchel und Wiese, Appl. Microbiol. Biotechnol. 37: 691-97 (1992), in den US-Patenten Nr. 5 245 023, 5 250 430, 5 480 794, 5 512 669 und 5 534 432 an Peoples und Sinskey, bei Agostini, D.E. et al., Polym. Sci., Part A-1, 9: 2775-87 (1971), Gross, R.A. et al., Macromolecules 21: 2657-68 (1988), Dubois, P.I. et al., Macromolecules 26: 4407-12 (1993), Le Borgne, A. und Spassky. N., Polymer 30: 2312-19 (1989), Tanahashi, N. und Doi, Y., Macromolecules 24: 5732-33 (1991), Hori, Y.M. et al., Macromolecules 26: 4388-90 (1993), Kemnitzer, J.E. et al., Macromolecules 26: 1221-29 (1993), Hori, Y.M. et al., Macromolecules 26: 5533-34 (1993), Hocking, P.J. und Marchessault. R.H., Polym. Bull. 30: 163-70 (1993), Xie, W. et al., Macromolecules 30: 6997-98 (1997) und im US-Patent Nr. 5 563 239 an Hubbs et al.
PHAs, die mit anderen Systemen als Bakterien hergestellt werden, enthalten typischerweise keine Pyrogene und brauchen dementsprechend nicht entpyrogenisiert zu werden. In bakteriellen Fermentationssystemen vorliegende Pyrogene sind üblicherweise Endotoxine, obwohl auch andere Toxine vorliegen können, insbesondere in Systemen aus grampositiven Bakterien, und sie können auch in alternativen Produktionssystemen vorhanden sein.
PHAs können auch durch chemische Synthesen hergestellt werden, zum Beispiel über die Ringöffnungspolymerisation von β-Lactonmonomeren unter Einsatz verschiedener Katalysatoren oder Initiatoren wie Aluminoxanen, Distannoxanen oder Alkoxy-Zink- und Alkoxy-Aluminium-Verbindungen (siehe Agostini et al., Polym. Sci., Part A-1, 9: 2775-87 (1971), Gross et al., Macromolecules 21: 2657-68 (1988) und Dubois et al., Macromolecules 26:4407-12 (1993)) oder über die Kondensationspolymerisation von Estern (siehe zum Beispiel das US-Patent Nummer 5 563 239 an Hubbs et al. und dortige Literaturstellen). Forscher haben auch chemisch-enzymatische Verfahren zur Herstellung von PHAs entwickelt. Zum Beispiel berichteten Xie et al., Macromolecules 30:6997-98 (1997) über eine Ringöffnungspolymerisation von beta-Butyrolacton durch thermophile Lipasen unter Bildung von PHB.
3. Modifizierung von PHAs
Die PHA-Polymere können andere Moleküle enthalten oder so modifiziert werden, dass sie andere Moleküle einschließen, wie biologisch aktive und nachweisbare Verbindungen, oberflächenaktive Mittel, andere abbaubare oder nicht-abbaubare Polymere und Materialien, die zur Modifizierung der mechanischen Eigenschaften der PHAs eingesetzt werden, wie Weichmacher, Füllstoffe und Bindemittel. Die Modifizierungen können eine kovalente und/oder eine nicht-kovalente Befestigung von Molekülen an den PHAs beinhalten. Die Modifizierungen können auch eine chemische oder eine physikalische Behandlung der PHAs umfassen, an die sich dann eine kovalente oder eine nicht-kovalente Befestigung von Molekülen anschließen kann. Eine kovalente Modifizierung von PHAs kann ihre Nützlichkeit für biomedizinische Anwendungen verbessern. Neu eingeführte funktionelle Gruppen können dann als Stellen für die kovalente Befestigung zum Beispiel von Arzneimitteln, Peptiden für die Befestigung von Zellen und Wachstumsfaktoren dienen.
Funktionalisierte PHAs sind Polyhydroxyalkanoate, die reaktive funktionelle Gruppen enthalten. Reaktive funktionelle Gruppen, wie Carboxy- und Aminogruppen, verleihen dem Polymer neue Eigenschaften und stellen Stellen für seine kovalente Derivatisierung bereit. Diese Gruppen können auf mehrere Arten in PHAs eingeführt werden. Zum Beispiel können funktionalisierte (oder funktionalisierbare) Monomere während der Produktion des Polymers in die PHAs inkorporiert werden. Gesteuerte Fermentationsbedingungen sind zur Erzeugung von PHAs mit verschiedenen funktionellen Gruppen in den anhängenden Seitenketten, wie Alkenen, Halogenen, Estern und verzweigten Alkylgruppen eingesetzt worden. Nach der Isolierung können sich anschließende chemische Behandlungen diese funktionellen Gruppen in verschiedene andere überführen, wie Carboxy-, Amino- und Carbonylgruppen. Tillman hat kürzlich Grammmengen von PHAs mit funktionellen Brom- und Alkengruppen hergestellt.
Ein weiterer Ansatz zur Funktionalisierung von PHAs besteht darin, das isolierte (funktionalisierte) Ausgangspolymer chemisch oder physikalisch zu modifizieren. Die Modifizierung des PHA nach der Produktion, der Reinigung und der Isolierung ist aus verschiedenen Gründen besonders attraktiv. Fermentationssysteme für die Produktion nicht-funktionalisierter PHAs sind typischerweise die einfachsten und billigsten und die mit der höchsten Ausbeute, da sie teure funktionalisierte Monomere überflüssig machen. Die Reinigung des nicht-funktionalisierten Polymers wird nicht durch die Gegenwart funktioneller Gruppen verkompliziert. Das Ausmaß der Modifizierung des Polymers kann nach der Isolierung und Reinigung des Polymers in einem Derivatisierungsverfahren gesteuert werden.
Das Polyesterrückgrat eines PHA stellt einen potenziellen Ort für eine Modifizierung durch Aminolyse- oder Umesterungsreaktionen dar. Diese Reaktionen können mit der Masse des Polymers durchgeführt werden, oder sie können selektiv auf die Oberfläche eines PHA-Gegenstands gerichtet werden. Die Oberflächenmodifizierung hat den signifikanten Vorteil, dass nur die Oberfläche des Materials modifiziert wird, während die Modifizierung der Polymermasse zu einem gleichmäßig modifizierten Material führt. Für Modifikationen, die das Polyesterrückgrat spalten, wird erwartet, dass sie zu einer zufälligen Kettenspaltung führen, und dass sie, in Abhängigkeit vom Ausmaß der Polymermodifizierung, zu einer signifikanten Verminderung des Molekulargewichts des Polymers führen sollten. Es sind, um ein Beispiel für diesen Ansatz zu nennen, PHO-Folien zur Erzeugung von Oberflächen, die Streptavidin-HRP-Konjugate binden, mit biologisch aktiven Molekülen wie Biotin modifiziert worden (siehe das folgende Beispiel 17).
Die anhängende Seitengruppe stellt auch einen potenziellen Ort für eine Modifizierung von PHAs dar. Chemische oder physikalische Behandlungen, die reaktive Spezies, wie freie Radikale, generieren, werden die anhängenden Seitenketten modifizieren. Es kann zwar auch zu einem Angriff auf das Polymerrückgrat kommen, aber es sollten Bedingungen für die selektive Modifizierung der anhängenden Seitenketten erzielbar sein. Eine Behandlung mit einem Gasplasma ist ein Beispiel für diesen Modifizierungstyp. In Abhängigkeit vom Typ des zur Erzeugung des Plasmas eingesetzten Gases kann dieser Behandlungstyp verschiedene neue funktionelle Gruppen einführen.
Gasplasma ist eine ionisierte Form von Gas, die typischerweise mit extrem hohen Temperaturen assoziiert ist. Heißes Gasplasma wird beispielsweise auf der Sonne als Ergebnis einer Kernfusion gebildet. Jedoch kann kaltes Gasplasma bei niedrigen Temperaturen unter Einsatz von niedrigem Druck und des richtigen Energietyps gebildet werden. Fluoreszierendes Licht ist ein Beispiel. Es ist dieser Gasplasmatyp, der für die Modifizierung von PHAs nützlich ist. Die zur Erzeugung des Plasmas eingesetzte Energie, wie Radiowellenenergie oder eine elektrische Entladung, setzt Elektronen aus dem Gas frei, wobei freie Elektronen, Gasionen und angeregte Moleküle erzeugt werden. Wenn die Elektronen mit den Ionen und angeregten Molekülen rekombinieren wird ein glühendes „Plasma" erzeugt. Obwohl die Ionen und angeregten Moleküle eine sehr hohe kinetische Energie (und somit eine hohe Temperatur) haben können, ist die Temperatur der Gasmasse relativ niedrig (annähernd Raumtemperatur). Diese „angeregten" Ionen und Moleküle schlagen auf der Oberfläche auf, wobei sie deren Molekülstruktur fragmentieren. Rekombinationsereignisse verändern die Oberfläche auf molekularer Ebene, wodurch neue chemische Bindungen gebildet und neue funktionelle Gruppen eingeführt werden. Der Typ der resultierenden funktionellen Gruppe (z.B. Amino, Carboxy, Carbonyl, Sulfonat, Fluor oder Hydroxy) hängt von der Art des Plasmagases und den Behandlungsbedingungen ab.
Die PHAs können mit einem chemischen Reagens behandelt werden, um die Esterbindungen im Polymerrückgrat zu spalten. Das führt zur Bildung freier Hydroxy- und Carbonsäuregruppen, die die Ladung auf dem Polymer verändern und reaktive funktionelle Gruppen für die nachfolgende Modifizierung und Befestigung von Molekülen bereitstellen. Die Behandlung kann auch die Zelladhäsion durch das Polymer oder das Wachstum von Zellen und Geweben auf dem Polymer fördern oder vermindern. Zu Reagenzien, die zur Spaltung des Polymerrückgrats eingesetzt werden können, gehören Wasser, Basen, Säuren, Nukleophile, Elektrophile, Plasma und Metallionen. Die Hydrolyse der Ester kann auch enzymatisch unter Verwendung von Esterasen durchgeführt werden. Die Polymere können auch durch Bestrahlung und/oder den Einsatz von Hitze gespalten werden.
Diese Modifizierungen können homogen in Lösung durchgeführt werden. Wenn das Polymer jedoch in fester Form vorliegt (z.B. als Partikel oder Folie), können derartige Modifizierungen in erster Linie auf die Polymeroberfläche beschränkt sein. Dieses Verfahren ermöglicht es, die Oberflächeneigenschaften zu modifizieren, ohne die mechanischen Gesamteigenschaften des darunterliegenden Polymers oder, dementsprechend, der aus den Polymeren gebildeten Vorrichtungen zu verändern.
Bestimmte PHAs mit anhängenden funktionellen Gruppen können auch mittels chemischer und physikalischer Verfahren modifiziert werden. Derartige Modifikationen können zum Beispiel die Polymereigenschaften verändern oder die nachfolgende Befestigung von anderen Molekülen oder Zellen ermöglichen. Die genauen Modifizierungen, die durchgeführt werden können, variieren in Abhängigkeit von der Art der funktionellen Gruppe und dürften Fachleuten auf diesem Gebiet offensichtlich sein. Zum Beispiel können anhängende funktionelle Gruppen wie Ester in Säuren überführt werden, und ungesättigte Gruppen können zu Diolen, Alkoholen, Aldehyden und Säuren oxidiert werden. Reagenzien für die Modifizierung anhängender funktioneller Gruppen können von Fachleuten auf diesem Gebiet leicht ausgewählt werden.
Es können auch biologisch aktive Spezies an den Enden der Polymere befestigt werden, entweder kovalent oder ionisch oder durch das Mischen der biologisch aktiven Spezies mit dem Polymermaterial. Die Kopplungschemie unter Einbeziehung der Hydroxy- und Carboxy-Endgruppen oder anderer reaktiver Gruppen, die auf den Molekülen vorliegen können, ist Fachleuten auf diesem Gebiet gut bekannt.
Die PHAs können auch nicht-kovalent modifiziert werden. Zum Beispiel enthalten die PHAs eine Carbonsäuregruppe, die eine ionische Bindung mit Aminogruppen eingehen kann, die auf Materialien wie Proteinen und Peptiden, Polylysin und anderen kationischen Materialien vorhanden sind. Solche Modifikationen können zum Beispiel Oberflächeneigenschaften wie die Hydrophobie und die Oberflächenladung der Polymere verändern. Beispiele für Moleküle, die PHAs nicht-kovalent modifizieren können, sind oberflächenaktive Agenzien und Lipide.
4. Oberflächenmodifizierung von PHAs
Oberflächenmodifizierungen, die neue funktionelle Gruppen einführen, ermöglichen die selektive Befestigung spezifischer biologisch aktiver Agenzien. Nach der Produktion, Isolierung und Reinigung des PHA können die Bedingungen der chemischen Oberflächenbehandlung oder der Gasplasmabehandlung so gesteuert werden, dass das Ausmaß der Modifizierung variiert. Es ist auch möglich, Gradienten der Oberflächemodifizierung herzustellen, die die Erzeugung von Konzentrationsgradienten biologisch aktiver Verbindungen auf einer Oberfläche ermöglichen. Das kann für die Steuerung der Geweberegeneration oder anderer Prozesse, die durch die Konzentration spezifischer Agenzien beeinflusst werden, nützlich sein.
Ein signifikanter Vorteil einer kalten Plasmabehandlung ist, dass sie alle exponierten Oberflächen erreicht, im Gegensatz zu Plasmabehandlungen „in Sichtlinie" oder chemischen Oberflächenbehandlungen. Außerdem vermeidet die Plasmabehandlung Probleme wie das „Benetzen" und Rückstände, die mit chemischen Behandlungen assoziiert sind. Daher können dreidimensionale Objekte behandelt werden, nachdem sie geformt oder auf andere Weise verarbeitet wurden, wodurch Probleme minimiert werden, die bei der Verarbeitung funktionalisierter PHAs auftreten können. Eine Einschränkung besteht beim Gasplasma darin, dass es wegen des niedrigen Drucks bei der Behandlung nicht auf pulverförmige Materialien oder flüssige Suspensionen anwendbar ist.
Typische Anwendungen für ein Gasplasma beinhalten eine Oberflächenreinigung, eine Oberflächemodifizierung und eine Polymerabscheidung. Diese Prozesse setzen den gleichen Plasmatyp ein, unterscheiden sich aber in ihrer Wirkung auf die Oberfläche. Reinigungsprozesse sind so ausgelegt, dass sie das gesamte organische Material unter Erzeugung einer „atomisch sauberen" Oberfläche von einem anorganischen Material entfernen. Die Oberflächenmodifizierung durch ein „Ätzen" wird eingesetzt, um die Oberflächeneigenschaften eines Gegenstands selektiv zu ändern, während sie die Masse des Materials nicht verändert. Eine Polymerabscheidung wird durchgeführt, um eine gleichmäßige Oberflächenbeschichtung auf ein Ziel aufzubringen, indem eine plasmaaktivierte Oberfläche gegen ein polymerisierbares Reagens exponiert wird. Von Verfahren zur Oberflächemodifizierung wird erwartet, dass sie für die Derivatisierung von PHAs äußerst nützlich sind.
Sauerstoff- und Ammoniak-Gasplasmen können dazu eingesetzt werden, neue Carboxy- bzw. Aminogruppen in das Polymer einzuführen. Es wird angenommen, dass das Sauerstoffplasma als ein Oxidationsmittel fungiert. Diese funktionellen Gruppen können als Stellen für die kovalente Befestigung biologisch aktiver Agenzien eingesetzt werden. PHO-Folien sind über den Einsatz einer Gasplasmabehandlung aktiviert worden, und sie wurden anschließend durch die kovalente Befestigung biologisch aktiver Agenzien derivatisiert (siehe das folgende Beispiel 18).
Auf dem biomedizinischen Gebiet werden kalte Gasplasmabehandlungen zur Erhöhung der Biokompatibilität, zur Steigerung der Zellanheftung, zur Immobilisierung von Arzneimitteln, zur Verminderung allergischer Reaktionen und zur Entpyrogenisierung und Sterilisierung von Materialien oder Vorrichtungen eingesetzt. Die Behandlungen können für die Erfüllung spezifischer Anforderungen an die Anwendung maßgeschneidert werden.
5. Verfahren zur Entfernung von Pyrogenen aus den PHAs
Die Polymere werden gereinigt, um den Pyrogengehalt auf unter 20 Endotoxineinheiten pro Gramm entweder vor oder nach der Herstellung der Polymere in verschiedenen physikalischen Formen abzusenken, obwohl es vorzuziehen ist, die Materialien vor der Herstellung zu reinigen. In der Form eines Latex kann das Polymer zwei oder mehr Behandlungen unterzogen werden, die so ausgelegt sind, dass die Pyrogengehalte vermindert werden. Wenn es erforderlich ist, kann die trockene feste Form mittels der Verfahren, die zum Beispiel von F. Koosha, Ph. D. Dissertation, 1989, Univ. Nottingham, GB, Diss. Abstr. Int. 8 51: 1206 (1990) beschrieben wurden, zu einem Latex rekonstituiert werden. Das kann bevorzugt sein, insbesondere wenn es erwünscht ist, ein PHA mit einem sehr niedrigen Endotoxinspiegel im Polymer für eine Gewebeengineering-Anwendung zu erhalten. Der PHA-Latex kann, wenn es gewünscht ist, unter Erzielung einer festen Form getrocknet werden. Aus den PHAs hergestellte Vorrichtungen enthalten weniger als 20 Endotoxineinheiten.
Eine Entpyrogenisierung umfasst eine Behandlung mit einem Oxidationsmittel unter Erhitzen. Das Oxidationsmittel muss so gewählt werden, dass es die physikalischen oder chemischen Eigenschaften des PHA nicht signifikant zerstört oder ungünstig verändert. Vorzugsweise ist das Oxidationsmittel in wässrigen Lösungen gut löslich. Ein bevorzugtes Oxidationsmittel ist Wasserstoffperoxid. Der Latex kann Partikel beliebiger Größe enthalten, auch wenn die Partikel vorzugsweise Nanopartikel und/oder Mikropartikel sind. Die Latexpartikel können kristallin oder amorph sein, bevorzugter sind sie jedoch amorph.
Feste PHA-Formen, wie Pulver, Folien und Pellets, können durch das Lösen des PHA in einem geeigneten organischen Lösemittel und das anschließende Durchführen eines geeigneten Entpyrogenisierungsschritts entpyrogenisiert werden. Die resultierende PHA-Lösung wird mit einem Oxidationsmittel und Hitze entpyrogenisiert. Vorzugsweise ist das Oxidationsmittel in dem zur Lösung des PHA eingesetzten organischen Lösemittel gut löslich und zerstört die physikalischen oder chemischen Eigenschaften des PHA nicht signifikant oder verändert sie nicht signifikant. Ein bevorzugtes Oxidationsmittel ist ein organisches Peroxid. Besonders bevorzugte Oxidationsmittel für die Verwendung in organischen Lösemitteln sind aromatische Peroxide wie Benzoylperoxid. Bevorzugte Lösemittel haben gute Lösungseigenschaften bezüglich des jeweiligen PHA und eine Stabilität gegenüber dem Oxidationsmittel.
Wenn es erforderlich ist, können die Polymere durch den Einsatz von Kombinationen aus Oxidationsbehandlungen auf wässriger Basis und auf der Basis organischer Lösemittel entypyrogenisiert werden. Ein PHA-Latex kann zum Beispiel zuerst mit Wasserstoffperoxid behandelt werden und dann einer zweiten Behandlung in einer organischen Lösung mit einem organischen Peroxid unterzogen werden, um die Endotoxinspiegel weiter abzusenken.
Zwar wird es generell bevorzugt, dass ein PHA vor der Herstellung eines Gerüsts für ein Gewebeengineering oder eines Stents entpyrogenisiert wird, aber die hier beschriebenen Verfahren können auch vollständig oder zum Teil zur Entpyrogenisierung eines aus PHA hergestellten Gerüsts für ein Gewebeengineering oder eines Stents eingesetzt werden.
Physikalische Behandlungen, wie mit Hitze und Bestrahlung, können zu einer Zersetzung des Polymers führen. Andere chemische Behandlungen, wie eine Hydrolyse und eine Alkylierung, können die Polymerstruktur modifizieren, und Filtrations- und Affinitätstechniken sind entweder für eine Entpyrogenisierung von Latexmaterialien ungeeignet oder müssen die hohe Affinität des PHA für Endotoxin überwinden können.
II. Verfahren zur Herstellung medizinischer Vorrichtungen
Die Polymere sind für die Herstellung verschiedener medizinischer Vorrichtungen, einschließlich biologisch abbaubarer Implantate, nützlich. Die biologisch abbaubaren Polymere zersetzen sich auf biologischem Weg vorzugsweise relativ langsam, zum Beispiel mit einer In-vivo-Halbwertszeit zwischen drei und sechs Monaten. Die Polymere haben vorzugsweise eine(n) relativ niedrige(n) Schmelzpunkt/Glasübergangstemperatur, zum Beispiel von unter 136°C, und/oder sie sind zur Erleichterung der Verarbeitung in einem untoxischen, nichthalogenierten Lösemittel löslich.
Wenn die entpyrogenisierten PHAs in den Körper implantiert werden, führen diese Materialien zu einer sehr geringen oder gar keiner akuten Entzündungsreaktion oder irgendeiner schädlichen Gewebereaktion. Es gibt keine signifikante Entzündungsreaktion oder Bildung von Narbengewebe. Die Rekrutierung von Entzündungszellen ist minimal. Die histologische Untersuchung der explantierten Vorrichtungen zeigt, dass die Materialien praktisch inert sind. Dementsprechend können aus PHAs konstruierte Vorrichtungen mit minimaler schädlicher Wirkung auf das umgebende Gewebe implantiert werden. Die Freisetzung der Hydroxysäure-Zersetzungsprodukte der implantierten Materialien erfolgt typischerweise langsam und wird vom Körper gut toleriert. Somit wird für die PHAs erwartet, dass sie ihre Materialeigenschaften über Monate beibehalten und sich schließlich zu untoxischen Materialien zersetzen.
Aus den PHAs hergestellte Vorrichtungen können für eine große Zahl unterschiedlicher medizinischer Anwendungen eingesetzt werden. Beispiele für derartige Anwendungen sind eine verzögerte Freisetzung, eine Arzneimittelabgabe, Gerüste für ein Gewebeengineering, eine Verkapselung von Zellen, eine gezielte Zufuhr, biokompatible Beschichtungen, biokompatible Implantate, eine gelenkte Geweberegeneration, Wundverbände, orthopädische Vorrichtungen, Prothesen und Knochenzemente (einschließlich von Klebstoffen und/oder strukturellen Füllstoffen) und Diagnostika.
Die PHAs können beliebige einer Vielzahl therapeutischer, prophylaktischer oder diagnostischer Agenzien verkapseln, mit diesen gemischt werden oder ionisch oder kovalent an sie gekoppelt werden. Eine große Vielzahl biologisch aktiver Materialien kann verkapselt oder inkorporiert werden, entweder für die Zufuhr zu einer bestimmten Stelle durch das Polyhydroxyalkanoat oder um dem Polymer bestimmte Eigenschaften zu verleihen, wie eine Bioadhäsion, eine Haftung an Zellen, eine Verstärkung des Zellwachstums, eine Hemmung des Bakterienwachstums und eine Verhinderung einer Gerinnselbildung.
Beispiele für geeignete therapeutische und prophylaktische Agenzien sind synthetische anorganische und organische Verbindungen, Proteine und Peptide, Polysaccharide und andere Zucker, Lipide und DNA- und RNA-Nucleinsäuresequenzen mit therapeutischen, prophylaktischen oder diagnostischen Aktivitäten. Zu Nucleinsäuresequenzen gehören Gene, Antisense-Moleküle, die an komplementäre DNA binden und die Transkription hemmen, und Ribozyme. Verbindungen mit sehr unterschiedlichen Molekulargewichten, zum Beispiel zwischen 100 und 500 000 Gramm oder mehr pro Mol, können verkapselt werden. Beispiele für geeignete Materialien sind Proteine, wie Antikörper, Rezeptorliganden und Enzyme, Peptide wie Adhäsionspeptide, Saccharide und Polysaccharide, synthetische organische oder anorganische Arzneimittel und Nucleinsäuren. Beispiele für Materialien, die verkapselt werden können, sind Enzyme, Blutgerinnungsfaktoren, Inhibitoren oder Blutgerinnsel auflösende Agenzien wie die Streptokinase und der Gewebe-Plasminogenaktivator, Antigene für eine Immunisierung, Hormone und Wachstumsfaktoren, Polysaccharide wie Heparin, Oligonucleotide wie Antisense-Oligonucleotide und Ribozyme und retrovirale Vektoren für den Einsatz in der Gentherapie. Das Polymer kann auch zur Verkapselung von Zellen und Geweben eingesetzt werden. Repräsentative diagnostische Agenzien sind Agenzien, die durch Röntgen, Fluoreszenz, Magnetresonanz-Imaging, Radioaktivität, Ultraschall, Computertomographie (CT) und Positronen-Emissions-Tomographie (PET) nachgewiesen werden können. Diagnostische Ultraschallagenzien sind typischerweise Gase wie Luft, Sauerstoff oder Perfluorkohlenstoffe.
Im Falle einer verzögerten Freisetzung kann eine große Vielzahl unterschiedlicher biologisch aktiver Verbindungen in eine Vorrichtung für eine verzögerte Freisetzung inkorporiert werden. Zu diesen gehören hydrophobe und hydrophile Moleküle und Makromoleküle mit hohem Molekulargewicht wie Proteine. Diese biologisch aktiven Verbindungen können entweder kovalent oder nicht-kovalent inkorporiert werden. Die Freisetzungsprofile können durch das Verändern eines oder mehrerer der folgenden Parameter eingestellt werden: der Art des PHA, der Eigenschaften der biologisch aktiven Verbindung, der physikalischen Eigenschaften des Arzneimittels und der Art der Vorrichtung. Der Ausdruck „Art des PHA" soll sich hier zum Beispiel auf die Zusammensetzung, die Struktur und das Molekulargewicht des Polymers oder der Polymermischung, einschließlich der Vernetzung und Kristallinität, beziehen. Der Ausdruck „Eigenschaften der Verbindung" soll sich hier zum Beispiel auf das Molekulargewicht, die Hydrophobie und die Hydrophilie beziehen. Der Ausdruck „physikalische Eigenschaften der Verbindung" soll sich hier zum Beispiel auf die Partikelgröße und die Beladung mit der Verbindung beziehen. Die biologisch aktive Verbindung kann in einer prozentualen Beladung zwischen 0,1 und 70 Gew.-%, bevorzugter zwischen 5 und 50 Gew.-%, in die PHAs inkorporiert werden. Der Ausdruck „Art der Vorrichtung" bezieht sich auf die physikalische Form, die Dicke und die Gestalt der Vorrichtung, die durch die Herstellungstechnik gesteuert werden können.
PHAs können sich über einen Zeitraum von bis zu fünf Jahren zersetzen. Die Abbaubarkeit hängt von den Eigenschaften der Polyhydroxyalkanoate, wie der Kristallinität und der Hydrophobie des Polymers, der Substitution des Polymers mit Gruppen, die die Hydrolyse fördern können (wie die Copolymerisation mit Polymilchsäure, die die Zersetzungszeiten erheblich verkürzen kann), sowie der Form der Vorrichtung ab. Die PHAs können in fast jeder physikalischen Form vorliegen, wie als Pulver, Folie, geformter Gegenstand, Partikel, Kügelchen, Latexe und kristalline oder amorphe Materialien. Sie können mit zusätzlichen Materialien, bei denen es sich nicht um PHA handelt, zum Beispiel anderen Polymeren, kombiniert werden. Sie sind für die Verwendung in Anwendungen geeignet, die sich langsam zersetzende, biokompatible, formbare Materialien erfordern, zum Beispiel medizinische Vorrichtungen. Beispiele für medizinische Vorrichtungen, die aus den Polymeren hergestellt werden können, sind Stäbe, Knochenschrauben, Zapfen, chirurgische Nähte, Stents, Vorrichtungen für ein Gewebeengineering, Vorrichtungen für eine Arzneimittelabgabe und Wundverbände.
Aus den PHAs hergestellte abbaubare Implantate können für eine große Vielzahl orthopädischer und vaskulärer Anwendungen, für ein Gewebeengineering, eine gelenkte Geweberegeneration und Anwendungen eingesetzt werden, für die derzeit andere thermoplastische Elastomere verwendet werden (McMillin, Rubber Chem. Technol. 67: 417-46 (1994)). Die Implantate können andere Faktoren zur Stimulierung der Reparatur und der Heilung einschließen. Bevorzugte Vorrichtungen sind Röhren, die für die Passage von Körperflüssigkeiten geeignet sind. Diese Vorrichtungen können mit Faktoren für die Zellanheftung, Wachstumsfaktoren, Peptiden und Antikörpern und deren Fragmenten modifiziert werden.
1. Generelle Verfahren zur Herstellung medizinischer Vorrichtungen
Zu bevorzugten Verfahren zur Herstellung medizinischer Vorrichtungen gehören ein Lösungsgießen, eine Schmelzverarbeitung, ein Extrudieren, ein Spritz- und ein Druckformen und ein Sprühtrocknen. Die Teilchen werden vorzugsweise direkt durch einen auf einer Fermentation basierenden Prozesses hergestellt oder durch eine Technik der Lösemittelverdampfung, eine Doppelemulsionstechnik oder durch Mikrofluidisierung unter Einsatz von Verfahren, die in diesem Gebiet zur Verfügung stehen (Koosha, F., Ph. D. Dissertation, 1989, Univ. Nottingham, GB, Diss. Abstr. Int. 8 51: 1206 (1990), Bruhn, B.W. und Müller, B.W., Proceed. Intern. Symp. Control. Rel. Bioact. Mater. 18: 668-69 (1991), Conti, B. et al., J. Microencapsulation 9: 153-166 (1992), Ogawa, Y. et al., Chem. Pharm. Bull. 36: 1095-103 (1988), Mathiowitz, E. und Langer, R., „Polyanhydride microspheres as drug delivery systems", M. Donbrow, Hrsg., in „Microcapsules Nanopart. Med. Pharm.", CRC, Boca Raton, Florida, 1992, Kap. 5, S. 99-123).
2. Verfahren zur Herstellung von Vorrichtungen für die Wundheilung
Die PHAs können zu Vorrichtungen, die für die Wundheilung geeignet sind, verarbeitet werden. Zum Beispiel können für diesen Zweck fibröse Vliesmaterialien aus den Polymeren hergestellt werden, indem zuerst Polymerfasern erzeugt werden, indem die Polymere mittels Verfahren, die Fachleuten auf diesem Gebiet bekannt sind, durch einen perforierten Auslass gepresst werden. Die Fasern können dann zu einer porösen Membran (Stoff) verarbeitet werden, indem sie auf einem festen Träger ausgebreitet und dann einem Druckformen unterzogen werden. Die Dicke der Vorrichtung liegt vorzugsweise unter 500 μm. Die Vorrichtung für die Wundheilung kann auch durch das Perforieren einer Folie oder Membran durch den Einsatz eines Lasers zur Erzielung von Porosität hergestellt werden oder durch den Einsatz einer Auslaugtechnik zur Herstellung eines porösen Materials. Die Porengrößen sollten idealerweise klein genug sein, um Zellen und anderes Gewebematerial an einem Eindringen hindern zu können. Die Vorrichtungen für die Wundheilung können in vivo so angeordnet werden, dass sie Gewebe trennen und eine Geweberegeneration stimulieren.
3. Verfahren zur Herstellung poröser Membranen
Poröse, PHA-haltige Membranen können mittels verschiedener Verfahren, die Fachleuten auf diesem Gebiet bekannt sind, hergestellt werden. Zum Beispiel können sie durch ein Lösungsgießen von Polymerlösungen, die auslaugbare Materialien enthalten, und das anschließende Auslaugen der löslichen Einschlüsse aus den Polymeren hergestellt werden. Geeignete auslaugbare Materialien sind einfache untoxische Salze, die sich leicht in wässrigen Medien auflösen. Die Porosität der Membranen kann in gewissem Umfang über die Auswahl auslaugbarer Materialien mit unterschiedlichen Partikelgrößen gesteuert werden. Nach dem Waschen, und gegebenenfalls dem Sterilisieren der resultierenden porösen Membranen, können die Membranen in Zellkulturmedien inkubiert und mit Zellen besät werden. Solche Materialien können für die Geweberekonstruktion eingesetzt werden.
4. Herstellung von Nano- oder Mikropartikeln
Bei einer Ausführungsform werden Nano- oder Mikropartikel hergestellt, die ein Agens oder mehrere Agenzien, das zugeführt werden soll bzw. die zugeführt werden sollen, verkapseln. Die Partikel können dazu eingesetzt werden, einem Tier lokal oder systemisch verschiedene therapeutische Agenzien zuzuführen, oder sie können für diagnostische Zwecke eingesetzt werden. Aus PHAs hergestellte Partikel, die Antigene verkapseln, können für eine Immunisierung eingesetzt werden. Die bevorzugten Partikel haben Partikelgrößen von unter 50 μm, bevorzugter von unter 10 μm, und werden bei oraler Verabreichung über die Peyer-Plaques aufgenommen, und für eine Injektion sind sie kleiner. Für diese Anwendung bevorzugte PHAs sind diejenigen, die zu Vorrichtungen für Impfstoffe verarbeitet werden können, ohne dass die Immunogenität des Antigens signifikant vermindert wird. Vorzugsweise erhöhen diese Vorrichtungen die Immunogenität des Antigens.
5. Verkapselung von Zellen
Die PHAs können zur Verkapselung von Zellen eingesetzt werden. Unter Einsatz von Verfahren, die Fachleuten auf diesem Gebiet bekannt sind, können die Zellen zunächst vorbeschichtet werden (Maysinger, Reviews in the Neurosciences 6: 15-33 (1995)). Unter Einsatz eines Verfahrens zur Verkapselung von Partikeln, wie der Doppelemulsionstechnik, können die Zellen dann mit PHAs verkapselt werden (Ogawa et al., Chem. Pharm. Bull. 36: 1095-103 (1988)). Die verkapselten Zellen können dann in vivo implantiert werden.
6. Herstellung von Gerüsten aus PHA für ein Gewebeengineering
Die PHAs können unter Einsatz einer der vielen verschiedenen Techniken der Polymerverarbeitung zu Gerüsten für ein Gewebeengineering verarbeitet werden. Zu bevorzugten Verfahren zur Herstellung von Gerüsten aus PHA für ein Gewebeengineering gehören ein Lösungsgießen, eine Schmelzverarbeitung, eine) Faserverarbeitung/Spinnen/Weben, ein Extrusions-, Spritz- und Druckformen, eine Laminierung und ein Lösungslaugen/Lösungsgießen. Derartige Verfahren sind Fachleuten auf diesem Gebiet bekannt.
Ein bevorzugtes Verfahren zur Herstellung eines Gerüsts aus PHA für ein Gewebeengineering beinhaltet den Einsatz eines Extruders, wie eines Brabender-Extruders. Diese Technik kann zum Beispiel dazu eingesetzt werden, extrudierte Röhren, die für eine Implantation geeignet sind, in verschiedenen Längen und Größen herzustellen.
Ein weiteres bevorzugtes Verfahren beinhaltet die Herstellung eines vliesartigen PHA-Gerüsts aus Fasern. Die Fasern können aus der Schmelze oder der Lösung erzeugt werden und unter Verwendung von Verfahren, die Fachleuten auf diesem Gebiet bekannt sind, zu Vliesartikeln verarbeitet werden. Die Eigenschaften der Vliesartikel können durch das Variieren zum Beispiel des PHA-Materials, der Faserabmessungen, der Faserdichte, der Materialdicke, der Faserorientierung und des Verfahrens der Faserverarbeitung maßgeschneidert werden.
Ein weiteres bevorzugtes Verfahren zur Herstellung eines Gerüsts aus PHA für ein Gewebeengineering beinhaltet den Einsatz einer Partikel-Auslaugtechnik zur Herstellung einer hochporösen Membran. Diese Technik beinhaltet das Dispergieren der Partikel in einer Lösung des PHA-Polymers, das Gießen der PHA-Mischung in eine geeignete Form, das Verdampfen des Lösemittels und das Herauslösen der Partikel aus der Membran. Die Eigenschaften, Merkmale und Charakteristika der Membran können durch das Verändern zum Beispiel der Art und der Größe der Partikel, den Einsatz und die Verwendung unterschiedlicher physikalischer und chemischer Behandlungen während der Herstellung und das Variieren des eingesetzten PHA-Typs und der eingesetzten Lösemittel beträchtlich variiert werden. Zu geeigneten Partikeln gehören Salzkristalle, Proteine wie Gelatine und Agarose, Stärken und Polysaccharide wie Alginat und andere Polymere. Die Durchmesser der Partikel können geeigneterweise zwischen Nanometern und 500 Mikrometern liegen. Die porösen Membranen können, wenn es gewünscht ist, weiterverarbeitet werden. Zum Beispiel können diese Membranen zu hohlen Röhren geformt werden.
Bei einer Variante der Partikel-Auslaugtechnik können die PHA-Gerüste mit Partikeln vermischt und in einer geeigneten Gussform schmelzverarbeitet werden. Die Partikel können dann zur Erzielung geeigneter Gerüste für ein Gewebeengineering ausgelaugt werden.
Ein weiteres bevorzugtes Verfahren beinhaltet die Verarbeitung eines geeigneten PHA als Schmelze oder Lösung in einer geeigneten Gussform und das Perforieren des Materials mittels eines Lasers oder eines anderen Hilfsmittels zur Erzielung der gewünschten Porosität. Ebenfalls bevorzugt sind Verfahren, zu denen das Walzen eines druckgeformten PHA-Bogens zu einer offenen Röhre und das Heißsiegeln gehören. Der PHA-Bogen kann gegebenenfalls mit einem weiteren Material, wie einem zweiten biologisch abbaubaren Polymer, gewalzt werden. Zum Beispiel könnte das letztere Material ein Vliesartikel aus Polyglycolsäure, Polymilchsäure oder einem Copolymer aus Glycol- und Milchsäure sein. Ein derartiges Verfahren sollte eine für die Verwendung bei der Konstruktion neuer Gefäße, Gänge und Röhren geeignete laminierte Röhre bereitstellen.
Die PHAs können auch zur Beschichtung anderer Gerüste für ein Gewebeengineering eingesetzt werden. Solche Materialien könnten aus anderen abbaubaren Polymeren bestehen. Das Beschichten könnte zum Beispiel mit einer Lösung in einem Lösemittel oder mittels Schmelztechniken oder unter Einsatz eines PHA-Latex erfolgen.
Das Gerüst für das Gewebeengineering kann auch andere Materialien als PHAs enthalten. Diese Materialien können zum Beispiel die physikalischen und chemischen Eigenschaften verändern. Zu solchen Materialien könnten Weichmacher, Nukleierungsmittel und andere Polymere gehören. Weiterhin können die Gerüste so hergestellt werden, dass sie biologisch aktive Verbindungen, nachweisbare Verbindungen und Hilfsstoffe enthalten. Beispiele für Verbindungen, die in PHA-Gerüste für ein Gewebeengineering inkorporiert werden können, gehören Thrombozytenaggregationshemmer wie Aspirin, Dipyridamol, Triclopidin, der monoklonale Antikörper c7E3, Integrelin^TM, MK-852, MK-383 und RO-44-9883, Thrombinhemmer wie Heparin, niedermolekulares Heparin, R-Hirudin, Hirulog, Argatroban, Efegatran, das Tick Anticoagulant Peptide und Ppack, antiproliferative Agenzien wie Angiopeptin, Ciprosten, Calciumblocker, Colchicin, Cyclosporin, Cytarabin, Fusionsproteine, Iloprost, Ketaserin, Prednison und Trapidil, Immunsuppressiva, Faktoren, die das Einwachsen von fibrösem Gewebe hemmen, Faktoren, die das Wachstum von Krebszellen hemmen, Oligonucleotide wie Gene, DNA und Antisense-Sequenzen, radioaktive Verbindungen, Wachstumsfaktoren, gewebeinduzierende Substanzen, Proteine, Peptide, Antikörper und Antikörperfragmente, Biopharmazeutika und/oder andere Wirkstoffe, die so ausgelegt sind, dass sie das Wachstum von Gewebe fördern, unterstützen und aufrechterhalten.
Die hier beschriebenen Vorrichtungen für ein Gewebeengineering können vor der Implantation oder nach der Implantation mit Zellen besät werden. Die Zellen können aus einem gesunden Teil des Gewebes des Spenders gewonnen werden, in vitro unter Verwendung von Zellkulturtechniken vermehrt werden und dann entweder vor oder nach der Implantation in ein Gerüst (oder eine Matrix) ausgesät werden. Alternativ können die Zellen aus dem Gewebe eines anderen Spenders oder aus existierenden Zelllinien gewonnen werden.
Beispiele für Zellen, die in Gerüste für ein Gewebeengineering ausgesät werden können, sind Hepatozyten. Pankreaszellen, Darmzellen, Endothelzellen des Urogenitaltrakts, Epithelzellen, Hautzellen (epidermale Zellen), Muskelzellen, Nervenzellen, Mesenchymzellen, Myozyten, Chondrozyten, Adipozyten, Fibromyoblasten, Ektodermzellen und Knochenzellen.
Die Zellen können gentechnisch manipuliert sein. Die gewählten Zellen sind vor der Aufbringung auf das Gerüst vorzugsweise dissoziiert und lebensfähig und liegen in Suspension vor. Im Falle von Gerüsten, die vor der Implantation besät werden, sollte den Zellen vor der Implantation genügend Zeit für die Anheftung an das Polymergerüst bereitgestellt werden. Alternativ kann die Vorrichtung aus PHA für das Gewebeengineering zuerst implantiert, prävaskularisiert und dann mit Zellen besät werden, zum Beispiel über eine Injektion.
Die PHAs können in Gewebeengineering-Anwendungen für praktisch jedes Gewebe eingesetzt werden, einschließlich von Leber, Knorpel, Nieren, Lunge, Haut, Herz, Blase, Pankreas, Knochen, Strukturen aus glatten Muskeln und Epithelien des Urogenitaltrakts (insbesondere Harnleiter und Harnröhre), Tracheaepithel, Sehnen, Brust, Arterien, Venen, Herzklappen, Gastrointestinalröhren, Eileiter, Gallengänge, Speiseröhre und Bronchien.
Es kann auch wünschenswert sein, die Gewebeengineering-Materialien in Verbindung mit anderen Therapien, wie einer Gentherapie, Radiotherapie und Therapien, die eine bestimmte Lokalisation oder Zuführung eines Wirkstoffs erfordern, einzusetzen. Ein Gewebeengineering kann zum Beispiel bei der Behandlung von Krankheiten für die Zuführung von Faktoren, die von Zellen exprimiert werden, die, wenn es gewünscht ist, gentechnisch manipuliert sein können, eingesetzt werden.
7. Verwendung von PHAs zur Beschichtung von Vorrichtungen
Die PHAs können zur Beschichtung anderer Vorrichtungen und Materialien eingesetzt werden. Derartige Beschichtungen können ihre Eigenschaften für medizinische Anwendungen verbessern, indem sie zum Beispiel ihre Biokompatibilität und ihre mechanischen Eigenschafen verbessern und indem ihre Profile bezüglich der Zersetzung und der verzögerten Freisetzung maßgeschneidert werden. Die PHAs können unter Verwendung der oben beschriebenen Herstellungsverfahren auf andere Vorrichtungen aufgetragen werden. Die Dicke der Beschichtung kann an die jeweiligen Anforderungen einer spezifischen Anwendung angepasst werden, indem das Gewicht oder die Konzentration der aufgebrachten Beschichtung verändert wird und/oder indem sie überschichtet wird.
8. Herstellung von PHA-Stents
Die PHAs können unter Einsatz einer Vielzahl von Techniken der Polymerverarbeitung zu Stents verarbeitet werden. Zu bevorzugten Verfahren zur Herstellung von Stents aus PHA gehören ein Lösungsgießen, eine Schmelzverarbeitung, eine) Faserverarbeitung/Spinnen/Weben und ein Extrusions-, Spritz- und Druckformen. Derartige Verfahren sind Fachleuten auf diesem Gebiet bekannt.
Ein bevorzugtes Verfahren zur Herstellung eines Stents beinhaltet das Extrudieren kleiner Röhren unter Verwendung zum Beispiel eines Brabender-Extruders. Die Röhren können in unterschiedlichen Längen und Größen hergestellt werden. Vorzugsweise sollten die Röhren glatte Oberflächen haben, damit sie richtig kompatibel sind und sich den Gefäßwänden anpassen. Wenn es gewünscht wird, können die Röhren perforiert werden, zum Beispiel mittels eines Lasers oder eines anderen Hilfsmittels.
Ein weiteres bevorzugtes Verfahren beinhaltet das Walzen eines druckgeformten PHA-Bogens zu einer offenen Röhre und ein Heißsiegeln. Der PHA-Bogen kann gegebenenfalls mit einem weiteren Material, wie einem zweiten biologisch abbaubaren Polymer, gewalzt werden. Das letztere könnte zum Beispiel ein Netz aus Polymilchsäure sein. Ein derartiges Verfahren liefert einen laminierten Stent.
Die PHAs können auch zur Beschichtung existierender Stentmaterialien eingesetzt werden. Solche Materialien könnten metallisch sein, oder sie könnten nicht-abbaubare Polymere oder abbaubare andere Polymere, bei denen es sich nicht um PHA handelt, sein. Das Beschichten kann zum Beispiel mit einer Lösung in einem Lösemittel oder mittels Schmelztechniken oder unter Einsatz eines PHA-Latex erfolgen.
Der Stent kann auch andere Materialien als PHAs enthalten. Diese Materialien können zum Beispiel die physikalischen und chemischen Eigenschaften verändern. Zu solchen Materialien könnten Weichmacher, Nukleierungsmittel und andere Polymere gehören. Weiterhin können die Gerüste so hergestellt werden, dass sie biologisch aktive Verbindungen, nachweisbare Verbindungen und Hilfsstoffe enthalten. Beispiele für Verbindungen, die in PHA-Stents inkorporiert werden können, sind Thrombozytenaggregationshemmer wie Aspirin, Dipyridamol, Triclopidin, der monoklonale Antikörper c7E3, Integrelin^TM, MK-852, MK-383 und RO-44-9883, Thrombinhemmer wie Heparin, niedermolekulares Heparin, R-Hirudin, Hirulog, Argatroban, Efegatran, das Tick Anticoagulant Peptide und Ppack, antiproliferative Agenzien wie Angiopeptin, Ciprosten, Calciumblocker, Colchicin, Cyclosporin, Cytarabin, Fusionsproteine, Iloprost, Ketaserin, Prednison und Trapidil, radioaktive Verbindungen und Oligonucleotide wie Gene und Antisense-Sequenzen. Außerdem können die PHA-Stents auch Zellen, insbesondere genetisch manipulierte Zellen, Viren und andere für die Therapie nützliche Komponenten enthalten.
9. Targeting von Partikeln und Vorrichtungen aus PHA
Die PHAs können nach der Verarbeitung zu Vorrichtungen oder Partikeln für ein passives Targeting modifiziert werden. Gegebenenfalls können die Partikel biologisch aktive Verbindungen oder nachweisbare Substanzen enthalten. Bevorzugte Teilchengrößen liegen unter 100 μm, bevorzugter unter 15 μm. Die Partikel können zur Verbesserung des Targeting und zur Verhinderung einer Entfernung aus dem Kreislauf durch die kovalente oder nicht-kovalente Inkorporation zusätzlicher Moleküle weiter modifiziert werden. Beispiele für Moleküle, die zur Verbesserung des Targeting und zur Verhinderung einer Entfernung aus dem Kreislauf inkorporiert werden können, sind oberflächenaktive Agenzien, geladene Moleküle und PEG.
Zusätzlich zu einem passiven Targeting können die PHAs aktiv auf ein bestimmtes Organ, eine Gruppe von Zellen innerhalb eines Organs oder eine Stelle innerhalb einer Zelle abzielen. Alternativ kann eine aus niedrigschmelzenden PHAs hergestellte implantierte Vorrichtung aktiv biologisch wirksame Substanzen, einschließlich von Zellen, anziehen. Mittels der für die kovalente Modifizierung niedrigschmelzender PHAs und ihrer Derivate beschriebenen Verfahren und der für die Herstellung von Vorrichtungen aus PHA beschriebenen Verfahren können Moleküle für ein Targeting an den Polymeren befestigt werden. Zum Beispiel können Targetingsequenzen wie Peptide und Proteine, wie Antikörper und ihre Fragmente, an Carbonsäuren gekoppelt werden, die durch die partielle Hydrolyse des Polymerrückgrats freigesetzt werden oder auf den anhängenden Gruppen des Polymers vorhanden sind. Es können andere chemische Kopplungsverfahren, die Fachleuten auf diesem Gebiet bekannt sind, zur kovalenten Befestigung dieser und anderer Targetingsequenzen an unterschiedlichen funktionellen Gruppen auf den PHAs eingesetzt werden.
Bevorzugte funktionelle Gruppen für die Befestigung von Targetingmolekülen an PHAs sind Carbonsäuren, Amine, Thiole, Alkohole, ungesättigte Gruppen und Halogene. Bevorzugte Targetingmoleküle sind Faktoren für die Zellanheftung, Antikörper, Antikörperfragmente und Wachstumsfaktoren. Die aus niedrigschmelzenden PHAs hergestellten Vorrichtungen, die aktive Targetingmoleküle enthalten, können injiziert, implantiert oder oral verabreicht werden, und sie können zum Beispiel in Anwendungen für eine Wundheilung, wie einer gelenkten Geweberegeneration, und in der Chemotherapie eingesetzt werden.
10. Sterilisation
Vor der Implantation muss ein bioresorbierbarer Polymergegenstand zur Verhinderung einer Erkrankung und Infektion des Empfängers sterilisiert werden. Die Sterilisation wird vor dem Besäen einer Polymervorrichtung mit Zellen durchgeführt. Eine Hitzesterilisation von PHA-haltigen Gegenständen ist oft nicht durchführbar, da die Hitzebehandlung den Gegenstand deformieren könnte, insbesondere wenn das PHA eine Schmelztemperatur hat, die unter der für die Hitzesterilisationsbehandlung benötigten Temperatur liegt. Dieses Problem kann durch die Verwendung von kaltem Ethylenoxidgas als Sterilisationsmittel vermieden werden. Die Exposition eines PHA-haltigen Gegenstands gegen Ethylenoxiddämpfe vor der Implantation sterilisiert den Gegenstand und macht ihn für eine Implantation geeignet. Während der Sterilisation mit kaltem Ethylenoxidgas behält der Gegenstand aus PHA seine Form bei. Dieser Typ. von Behandlung ist auf ideale Weise für die Sterilisation geformter oder vorgeformter Gegenstände geeignet, bei denen die Form des Gegenstands eine wichtige Rolle für sein richtiges Funktionieren spielt.
Ethylenoxiddämpfe sollten auch die Detoxifizierung von Pyrogenverunreinigungen eines PHA-haltigen Gegenstands unterstützen. Als wirkungsvolles Alkylierungsmittel kann Ethylenoxid Pyrogene durch einen Alkylierungsmechanismus detoxifizieren. Dieser Mechanismus der Detoxifizierung ähnelt dem der Acylierung durch ein Anhydrid oder ein gemischtes Anhydrid. Zum Beispiel ist die Behandlung von Pyrogenen oder Endotoxinen mit Essigsäureanhydrid oder Bernsteinsäureanhydrid ein gut bekanntes Verfahren zur Detoxifizierung und Entpyrogenisierung. Man nimmt an, dass der Wirkungsmechanismus der Detoxifizierung von Pyrogenen durch diese Anhydride die Umwandlung der Pyrogene in ein untoxisches Derivat über die Acylierung ist. Ethylenoxid verhält sich durch eine Alkylierung der Pyrogene ähnlich.
III. Verfahren zur Verwendung der hergestellten Gegenstände
Die hier beschriebenen Vorrichtungen können systemisch oder lokal verabreicht werden, oder sie können sogar in vitro verwendet werden, insbesondere in der Zellkultur. Das bevorzugte Verfahren der systemischen Verabreichung der Vorrichtungen ist eine Injektion, eine Inhalation, eine orale Verabreichung und eine Implantation. Zu weiteren geeigneten Verfahren zur Verabreichung der Vorrichtungen gehören das topische Verabreichen der Vorrichtungen, das Verabreichen als eine Lotion, eine Salbe, ein Pflaster oder ein Verband. Die Polymere können auch in Kaugummis inkorporiert werden, eine Technik, die Fachleuten auf diesem Gebiet bekannt ist (Rassing, Adv. Drug Delivery Rev. 11: 89-121 (1994)). Die gemäß den obigen Verfahren hergestellten Vorrichtungen aus PHAs können für eine Vielzahl unterschiedlicher medizinischer Anwendungen eingesetzt werden.
Die hier beschriebenen Zusammensetzungen und Verfahren werden durch die Bezugnahme auf die folgenden nicht-einschränkenden Beispiele noch klarer werden.
BEISPIEL 1: Entpyrogenisierung eines Copolymerlatex aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure mit Wasserstoffperoxid
Ein Copolymer aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure, das aus einer Fermentation stammte und über eine Million Endotoxineinheiten pro Gramm (EU/Gramm) enthielt, wie für das Copolymer in Form eines Latex gemessen wurde, wurde entpyrogenisiert.
Der Latex wurde durch das Lösen von hexanextrahiertem PHA in Aceton (1 % Gew./Vol., 2,5 mL) und die Zugabe mittels einer über einer Flamme ausgezogenen Pipette zu 5 mL pyrogenfreiem Wasser von 80°C hergestellt. Nach 30 min bei dieser Temperatur wurde die Probe in zwei gleiche Teile aufgeteilt, einen für die Kontrolle und einen für die Behandlung. Zu der zu behandelnden Probe wurden 25 Mikroliter 50 %iges Wasserstoffperoxid gegeben, und die Probe wurde eine Stunde gekocht. Sowohl die Kontrollprobe als auch die behandelte Probe wurden mittels des Limulus-Amöbenzelllysat-Tests (LAL) (Associates, Cape Cod, Massachusetts) auf Endotoxin getestet.
Der Endotoxingehalt des Polymers nach der Behandlung des Polymers lag bei unter 6 EU/Gramm.
BEISPIEL 2 (veranschaulicht das Prinzip, aber nicht in den Ansprüchen enthalten): Entpyrogenisierung eines festen Copolymers aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure mit Wasserstoffperoxid
Ein Copolymer aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure, das aus einer Fermentation stammte und über eine Million Endotoxineinheiten pro Gramm (EU/Gramm) enthielt, wie mittels des LAL-Tests gemessen wurde, wurde durch die Behandlung der Polymermasse mit wässrigem Wasserstoffperoxid bei 80°C in einer biphasischen Reaktion entpyrogenisiert.
Der Endotoxingehalt des Polymers nach der Behandlung des Polymers lag bei 100 EU/Gramm, wie für einen Latex mittels des LAL-Tests gemessen wurde.
BEISPIEL 3 (veranschaulicht das Prinzip, aber nicht in den Ansprüchen enthalten): Entpyrogenisierung ganzer, ein Copolymer aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure enthaltender Zellen mit Wasserstoffperoxid
Eine Suspension ganzer Zellen, die ein aus einer Fermentation stammendes Copolymer von R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure enthielten, das über eine Million Endotoxineinheiten pro Gramm (EU/Gramm) enthielt, wie mittels des LAL-Tests gemessen wurde, wurde durch Behandlung mit wässrigem Wasserstoffperoxid (2 % Peroxid, 0,6 % Tensid, 10 % Feststoffe, pH 7, 80° C) für 3,5 Stunden entpyrogenisiert.
Nach der Behandlung wurde die Zusammensetzung abgekühlt, zentrifugiert, mit einer wässrigen Tensidlösung und mit Wasser gewaschen, ausgefällt, abzentrifugiert und gefriergetrocknet. Der Endotoxingehalt des behandelten Polymers lag bei 50 EU/Gramm, wie für einen Latex mittels des LAL-Tests gemessen wurde.
BEISPIEL 4: Entpyrogenisierung ganzer, Poly-R-3-hydroxybuttersäure enthaltender Zellen mit Wasserstoffperoxid
Eine Suspension ganzer Zellen, die aus einer Fermentation stammende Poly-R-3-hydroxybuttersäure (PHB) enthielten, wurde durch Behandlung mit wässrigem Wasserstoffperoxid (2 % Peroxid, 0,6 % Tensid, EDTA, 10 % Feststoffe, pH 7, 80°C) für 3,5 Stunden entpyrogenisiert. Nach der Behandlung wurde die Zusammensetzung abgekühlt, zentrifugiert, mit einer wässrigen Tensidlösung und mit Wasser gewaschen, ausgefällt, abzentrifugiert und gefriergetrocknet.
Der Endotoxingehalt des behandelten Polymers lag bei unter 0,12 EU/Gramm, wie für ein Pulver mittels des LAL-Tests gemessen wurde. Zum Vergleich, der Endotoxingehalt einer im Handel erhältlichen PHB-Probe, die als Pulver untersucht wurde, lag bei über 120 EU/Gramm.
REFERENZBEISPIEL 5: Verfahren zur Herstellung eines hochreinen Polyhydroxyalkanoats mit einem Schmelzpunkt von unter 136°C unter Einsatz einer Chloroformextraktion
Ein Copolymer aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure mit einem Schmelzpunkt von 61 °C, das aus einer Fermentation von Pseudomonas putida KT2442 stammte, wurde aus gefriergetrockneten Zellen mit Chloroform extrahiert. Die Chloroformlösung wurde zur Entfernung von partikelförmigem Material durch ein Glasmikrofaserfilter (2,7 μm) filtriert. Die Lösung wurde eingeengt und das Polymer durch die langsame Zugabe eines zehnfachen Überschusses an Methanol ausgefällt. Das Polymer wurde dann in Chloroform gelöst und zu einer Folie gegossen. Man ließ das Chloroform vollständig abdampfen, wodurch eine Polymerfolie erhalten wurde.
REFERENZBEISPIEL 6: Verfahren zur Herstellung eines hochreinen Polyhydroxyalkanoats mit einem Schmelzpunkt von unter 136°C unter Einsatz einer Hexanextraktion
Ein Copolymer aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure mit einem Schmelzpunkt von 61 °C, das aus einer Fermentation von Pseudomonas putida KT2442 stammte, wurde aus gefriergetrockneten Zellen mit Hexan extrahiert. Die Hexanlösung wurde zur Entfernung von partikelförmigem Material durch ein Glasmikrofaserfilter (2,7 μm) filtriert. Das Hexan wurde durch Destillation entfernt. Das Polymer wurde in Aceton gelöst, und das Polymer durch die Zugabe eines zehnfachen Überschusses an Methanol ausgefällt. Das Polymer wurde gesammelt, in Aceton gelöst und zu einer Folie gegossen. Man ließ das Aceton vollständig abdampfen, wodurch eine Polymerfolie erhalten wurde.
REFERENZBEISPIEL 7: Verfahren zur Herstellung eines hochreinen Polyhydroxyalkanoats mit einem Schmelzpunkt von unter 136°C unter Einsatz einer Acetonextraktion
Ein Copolymer aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure mit einem Schmelzpunkt von 61 °C, das aus einer Fermentation von Pseudomonas putida KT2442 stammte, wurde aus gefriergetrockneten Zellen mit Aceton extrahiert. Die Acetonlösung wurde zur Entfernung von partikelförmigem Material durch ein Glasmikrofaserfilter (2,7 μm) filtriert. Das Aceton wurde durch Destillation entfernt. Das Polymer wurde in Aceton gelöst und durch Zugabe von Wasser ausgefällt. Das Polymer wurde durch Zentrifugation zur Unterstützung der Phasentrennung gesammelt, in Aceton gelöst und zu einer Folie gegossen. Man ließ das Aceton vollständig abdampfen, wodurch eine Polymerfolie erhalten wurde.
REFERENZBEISPIEL 8: Verfahren zur Herstellung von Latexpartikeln aus hochreinem Potyhydroxyalkanoat mit einem Schmelzpunkt von unter 136°C
Ganze Zellen, die ein Copolymer aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure mit einem Schmelzpunkt von 61 °C enthielten, das aus einer Fermentation von Pseudomonas putida KT2442 stammte, wurden 3,5 Stunden mit 2 %igem wässrigem Wasserstoffperoxid, SDS (0,6 %), pH 7, bei 80°C behandelt. Der Latex wurde abgekühlt, zentrifugiert und dreimal mit einer 0,4 %igen SDS-Lösung und dann zweimal mit Wasser gewaschen.
REFERENZBEISPIEL 9: Biokompatibilität einer Zusammensetzung aus einem Polyhydroxyalkanoatpolymer mit einem Schmelzpunkt von unter 136°C
Ein Copolymer aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure mit einem Schmelzpunkt von 61 °C, das aus einer Fermentation stammte, wurde zu Vorrichtungen verarbeitet und subkutan adulten weiblichen Mäusen implantiert. Die Implantate wurden 2, 4, 8, 12 und 40 Wochen nach der Implantation entfernt und für die histologische Untersuchung präpariert. Die Biokompatibilität der Implantate wurde über die Bestimmung des Ausmaßes der die Gewebeproben umgebenden fibrotischen Reaktion und der Gegenwart von Entzündungszellen untersucht.
Die histologische Analyse zeigte eine minimale Gewebereaktion ohne das Vorliegen von Makrophagen oder Histiozyten, was nahelegte, dass es keine Anzeichen für eine chronische Entzündung oder eine Fremdkörperreaktion auf das Polyhydroxyalkanoat gab.
REFERENZBEISPIEL 10: In-vivo-Abbau einer Zusammensetzung aus einem Polyhydroxyalkanoatpolymer mit einem Schmelzpunkt von unter 136°C
Es wurde das Molekulargewicht des Copolymers aus Beispiel 5 vor der Implantation und nach einer 40wöchigen Implantation bestimmt. Eine nichtimplantierte Kontrollprobe wurde nach 40 Wochen überprüft. Das Molekulargewicht wurde mittels GPC bestimmt.
Das Gewichtsmittel der Molmasse, Mw, des Polymers lag vor der Implantation bei 137 000. Nach 40 Wochen lag das Mw des Polymers, obwohl keine sichtbaren Anzeichen für eine Zersetzung oder einen Verlust mechanischer Eigenschaften vorlagen, bei ungefähr 65 000. Das Zahlenmittel der Molmasse, Mn, des Polymers lag vor der Implantation bei 58 000 im Vergleich zu 31 000 nach 40wöchiger Implantation. Es wurden weitere Proben der Implantate genommen, um die Molekulargewichte an der Oberfläche mit denen im Inneren der Implantate zu vergleichen. Es wurden keine signifikanten Unterschiede beobachtet, was eine langsame homogene hydrolytische Zersetzung des Polymers in vivo anzeigt.
REFERENZBEISPIEL 11: Verzögerte Freisetzung aus einer aus niedrigschmelzenden PHAs hergestellten Vorrichtung
Vorrichtungen für eine verzögerte Freisetzung wurden aus einem Copolymer aus R-3-Hydroxyoctansäure und R-3-Hydroxyhexansäure mit einem Schmelzpunkt von 61 °C hergestellt. Das Modellarzneimittel und das Polymer wurden in einer Gesamtkonzentration von 20 Gew./Vol. zusammen in Chloroform gelöst und in kleine Petrischalen gegossen. Nach dem mehrtägigen Stehen an der Luft wurden Polymerfolien erhalten, die das Arzneimittel in dispergierter Form enthielten. Aus jeder Folienprobe wurden dann mittels eines Korkbohrers runde Plättchen von 7/16 Inch geschnitten. Die Vorrichtungen enthielten drei verschiedene Verbindungen, bei denen es sich (sortiert nach zunehmender Lipophilie) um β-Hydroxytheophyllin, Prednisolon-21-hemisuccinat und Lidocain handelte. Jedes Arzneimittel wurde in drei verschiedenen Beladungen (4, 10 und 25 Gew.-%) getestet. Die einzelnen Vorrichtungen, die typischerweise ungefähr 85 mg wogen, wurden in Glasröhrchen mit Stopfen gegeben und in 2 mL Puffer eingetaucht, der 100 mM Natriumphosphat, pH 7,4, und 0,02 Natriumazid (sterilfiltriert) umfasste, und bei 37°C gehalten. Eine als Kontrolle dienende Vorrichtung, die nur Polymer enthielt, wurde in den Studien mitgeführt, um die Zersetzung des Polymers und die Freisetzung von Verunreinigungen zu verfolgen. In regelmäßigen Abständen wurde eine Probe abgenommen und durch das gleiche Volumen an frischem Puffer ersetzt. Die Freisetzung der Verbindung wurde mittels UV-Spektroskopie bei den geeigneten Wellenlängen verfolgt (272 nm für β-Hydroxytheophyllin, 252 nm für Prednisolon-21-hemisuccinat und 262 nm für Lidocain), und die Freisetzungswerte wurden auf die während der Studiendauer freigesetzten Gesamtmenge des Arzneimittels normalisiert. Bei allen Vorrichtungen wurde eine signifikante Menge der Verbindung im ersten Zeitraum von 24 Stunden freigesetzt. Danach war sowohl für β-Hydroxytheophyllin als auch für Lidocain die prozentuale tägliche Arzneimittelfreisetzung der prozentualen Arzneimittelbeladung umgekehrt proportional.
REFERENZBEISPIEL 12: Chemische Modifizierung einer PHO-Folie
Eine PHO-Folie wurde mit DMSO-Lösungen von 5-(Biotinamido)pentylamin (Pierce Chemical Co., Produkt Nr. 212345) in verschiedenen organischen Kolösemitteln, nämlich Isopropanol, Acetonitril, Methanol, Ethanol und Propylencarbonat, betupft. Das Biotinreagens enthält eine an einem Pentamethylen-Linker befestigte primäre Aminogruppe. Diese Aminogruppe kann Aminolysereaktionen mit dem Polyesterrückgrat des PHA verursachen, die zu einer Spaltung der Polymerkette und einer kovalenten Befestigung von Biotin führen. Nach der Biotinylierung wurde das überschüssige Reagens abgewaschen, und das Ausmaß der Biotinylierung wurde mittels ELISA-Techniken (Enzyme Linked Immunosorbent Assay) mit einem Streptavidin-Meerrettichperoxidase/Chemilumineszenz-System quantifiziert. Die Stärke des Signals, die proportional zur Biotinmenge ist, hing vom eingesetzten Kolösemittel ab und stieg in der folgenden Reihenfolge an: Isopropanol > Acetonitril > Methanol, Ethanol > Propylencarbonat. Es wurden Lösemittelkontrollen mitgeführt, um die Abhängigkeit des Signals vom Biotinreagens zu zeigen.
REFERENZBEISPIEL 13: Gasplasma-Modifizierung einer PHO-Folie
PHO-Folien wurden in zwei unterschiedlichen Plasmen, Ammoniak und Sauerstoff, gasplasmabehandelt. Von diesen Plasmen wird erwartet, dass sie neue funktionelle Gruppen, Amino- bzw. Carboxygruppen, einführen. Diese funktionellen Gruppen können als Stellen für die kovalente Befestigung biologisch aktiver Mittel, wie eines Proteins, wirken. Es wurde gefunden, dass die Oberflächenbehandlung zu einer Zunahme der Wasserbenetzbarkeit der PHO-Folie im Vergleich zu unbehandeltem PHO führt. Dieses Ergebnis ist ein deutlicher Hinweis auf eine Oberflächenmodifikation. Protein (Kaninchen-IgG) wurde unter Verwendung einer wässrigen Lösung des Proteins und des Kopplungsreagens EDC kovalent an die Folien gekoppelt. Die Menge des gekoppelten Proteins wurde mittels eines Ziege-anti-Kaninchen-Antikörper/Streptavidin-Meerrettichperoxidase/Chemilumineszenz-Systems quantifiziert. Es wurde gefunden, dass die Stärke des Signals proportional zur Menge des an der Oberfläche befestigten Kaninchen-IgG war. Es wurden Kontrollen (- EDC, – Kaninchen-IgG) mitgeführt, um die Abhängigkeit des Signals von diesen zwei Komponenten zu zeigen.
REFERENZBEISPIEL 14: Röhrenförmige Vorrichtungen für ein Gewebeengineering
Durch ein Gewebeengineering hergestellte tubuläre Vorrichtungen können verschiedene Funktionen beim Ersatz von tubulären biologischen Geweben erfüllen, z.B. als Gefäßtransplantate, Herzklappen, als Harnröhre, als Darm, als Röhren für ein Nervenwachstum, als Gänge, Schließmuskeln, Hautlappen etc. dienen. Da PHAs semikristalline, thermoplastische Materialien sind, kann eine tubuläre PHA-Vorrichtung auf unterschiedliche Weise gebildet werden, z.B. durch ein Extrudieren, Formen, Pressen und Modellieren, oder aus einer Lösung unter Verwendung von Techniken eines Lösungsgießens. Nachdem das PHA in die gewünschte Form gebracht worden ist und man das PHA hat kristallisieren lassen wird ein Gegenstand aus PHA seine Form für die Verwendung als ein Gewebeengineering-Artikel beibehalten.
PHO wurde zwischen zwei Bögen Mylar^TM zu einer dünnen Folie gepresst. Eine Carver-Presse mit einer Plattentemperatur von 60°C wurde dazu eingesetzt, einen Druck von 1 Tonne für 20 Sekunden bereitzustellen. Abstandshalter geeigneter Dicke wurden zur Steuerung der Foliendicke eingesetzt. Die gepresste Folie wurde über Nacht in einen Kühlschrank von 4°C gegeben, um es dem PHO zu ermöglichen auszukristallisieren. Die PHO-Folie wurde von den Mylar^TM-Stützbögen entfernt und um eine zylindrische Teflon^TM-Stütze in die Form einer Röhre gerollt. Der Durchmesser der Stütze wurde so gewählt, dass sie eine Röhre mit der gewünschten Größe und dem gewünschten Durchmesser bildete. Die Folienränder am Saum wurden unter Druck versiegelt, aber die Säume können auch durch ein Verschweißen, ein Schmelzen oder ein Vereinigen der Ränder durch ein partielles Lösen versiegelt werden. Man ließ die Röhre fest werden, ehe man sie vom Träger nahm.
REFERENZBEISPIEL 15: Poröse Vorrichtungen für ein Gewebeengineering
Es ist für viele Gewebeengineering-Anwendungen wünschenswert, ein poröses Material. einzusetzen. Die Verwendung eines porösen Materials ist mit mehreren Vorteilen verbunden, wie einer besseren Diffusion von Flüssigkeiten und Nährstoffen, einer vergrößerten Oberfläche, einer verbesserten zellulären Befestigung, einer schnelleren Zersetzung und einem größeren Gewebekontakt. Für viele Gewebeengineering-Anwendungen es ist erwünscht, Poren einzusetzen, die einen Durchmesser von annähernd 50 bis 200 μm haben (für das Besäen mit Zellen sind bevorzugte interstitielle Abstände in der Größenordnung von 100 bis 300 Mikrometer nicht ungewöhnlich), aber die optimale Porosität, Porengröße und Dichte eines porösen Materials variieren in Abhängigkeit von dessen vorgesehener Verwendung. Poren können in ein Polymermaterial unter Einsatz verschiedener Techniken eingeführt werden, wie durch die Verwendung schaumbildender Mittel, eine Verarbeitung von Fasern zu gewebten oder fliesartigen Strukturen, eine Phasentrennung und ein Auslaugen. Auslaugungsstrategien beinhalten das Dispergieren eines festen Materials (wie eines Salzes) im Polymer. Das feste Material wird so gewählt, dass es im Polymer schlecht löslich ist und leicht durch Auslaugen entfernt werden können. Der Feststoff kann ein anorganisches oder organisches Material sein, zum Beispiel ein Salz, ein Zucker, ein Protein oder ein Polymer. Nach dem Dispergieren des Feststoffs im Polymer kann die Mischung in die gewünschte Form gebracht werden. Nach dem Konstruieren einer Vorrichtung aus der Mischung aus Feststoff und Polymer wird der Feststoff unter Verwendung eines Lösemittels, in dem der Feststoff löslich ist, aber das Polymer schlecht löslich ist, selektiv herausgelöst. Die festen Partikel lösen sich auf, wobei sie offene Poren zurücklassen. Die Größe, die Verteilung und die Gewichtsprozent der Teilchen können so gewählt werden, dass Materialien mit unterschiedlichen Porositäten erzeugt werden.
Es wurde eine Röhre aus porösem PHA hergestellt. PHO wurde geschmolzen und mit gesiebten Salzpartikeln in einem Gewichtsverhältnis von 1 zu 2 so gemischt, dass eine homogene Mischung erhalten wurde. Die eingesetzten Salzpartikel waren auf eine Größe zwischen 80 und 180 μm gesiebt worden, aber die Größe, die Verteilung und die Gewichtsprozente der Teilchen können in Abhängigkeit von der gewünschten Porengröße und -dichte variiert werden. Die Mischung aus PHO und Salz wurde zwischen zwei Bögen aus Mylar^TM zu einer dünnen Folie gepresst. Eine Carver-Presse mit einer Plattentemperatur von 60°C wurde dazu eingesetzt, einen Druck von 1 Tonne für 20 Sekunden bereitzustellen. Abstandshalter geeigneter Dicke wurden zur Steuerung der Foliendicke eingesetzt. Die gepresste Folie wurde über Nacht in einen Kühlschrank von 4°C gegeben, um es dem PHO zu ermöglichen, auszukristallisieren. Die Folie aus PHO und Salz wurde von den Mylar^TM-Stützbögen entfernt und um eine zylindrische Teflon^TM-Stütze in die Form einer Röhre gerollt. Der Durchmesser der Stütze wurde so gewählt, dass sie eine Röhre mit der gewünschten Größe und dem gewünschten Durchmesser bildete. Die Folienränder am Saum wurden unter Druck versiegelt, aber die Säume können auch durch ein Verschweißen, ein Schmelzen oder ein Vereinigen der Ränder durch ein partielles Lösen versiegelt werden. Man ließ die Röhre fest werden, und dann wurde sie zur Herauslösung des Salzes in einem Wasserbad mit häufigen Wasserwechseln eingeweicht. Nach dem erschöpfenden Auslaugen des Salzes blieb eine poröse Röhre aus PHO zurück. Die poröse Röhre hatte Eigenschaften, die sie für eine Verwendung als ein Gefäßtransplantat geeignet machten.
REFERENZBEISPIEL 16: Konstruktion einer Herzklappe aus PHA
Durch ein Gewebeengineering hergestellte Vorrichtungen aus PHA können verschiedene Funktionen beim Ersatz komplexer biologischer Gewebe erfüllen, zu denen Klappen, Organe und Skelettgewebe gehören. Da PHAs semikristalline, thermoplastische Materialien sind, kann eine PHA-Vorrichtung auf unterschiedliche Weise gebildet werden, z.B. durch ein Extrudieren, Formen, Pressen und Modellieren oder aus einer Lösung unter Verwendung von Techniken eines Lösungsgießens. Nachdem das PHA in die gewünschte Form gebracht worden ist und man das PHA hat kristallisieren lassen, wird ein Gegenstand aus PHA seine Form für die Verwendung als ein Gewebeengineering-Artikel beibehalten.
Es wurde eine Herzklappe aus porösem PHA hergestellt. PHO wurde geschmolzen und mit Salzpartikeln in einem Gewichtsverhältnis von 1 zu 2 so gemischt, dass eine homogene Mischung erhalten wurde. Die Salzpartikel waren auf eine Größe zwischen 80 und 180 μm gesiebt worden, aber die Größe, die Verteilung und die Gewichtsprozente können in Abhängigkeit von der gewünschten Porengröße und -dichte variiert werden. Die Mischung aus PHO und Salz wurde zwischen zwei Bögen aus Mylar^TM zu einer dünnen Folie gepresst. Eine Carver-Presse mit einer Plattentemperatur von 60°C wurde dazu eingesetzt, einen Druck von 1 Tonne für 20 Sekunden bereitzustellen. Abstandshalter geeigneter Dicke wurden zur Steuerung der Foliendicke eingesetzt. Die gepresste Folie wurde über Nacht in einen Kühlschrank von 4°C gegeben, um es dem PHO zu ermöglichen auszukristallisieren. Die Folie aus PHO und Salz wurde von den Mylar^TM-Stützbögen entfernt. Eine Folie aus PHO und Salz von annähernd 250 μm Dicke wurde zur Bildung von drei Klappensegeln eingesetzt. Die Segel wurden in der gewünschten Farm, die der eines biologischen Segels ähnelte, zugeschnitten. Die Segel wurden auf eine weitere Folie aus PHO und Salz aufgeschweißt, die als eine zylindrische Leitung diente. Die Folie dieser Leitungsröhre war 1 mm dick und aus einer Mischung aus PHO und Salz mit der gleichen Zusammensetzung wie die der Segel hergestellt worden. Das Verschweißen erfolgte mittels einer auf 50°C erhitzten Sonde für das Zusammenschmelzen des PHO an den Säumen. Die Segel wurden unter Verwendung einer natürlichen Herzklappe als Modell angeordnet. Die Leitung wurde zur Vervollständigung der Klappenkonstruktion zur Form einer Röhre verschweißt. Man ließ die Klappe über Nacht bei 4°C fest werden. Nach dem erschöpfenden Auslaugen des Salzes in einem Wasserbad blieb eine Herzklappe aus porösem PHO zurück. Die Klappensegel hatten eine sehr gute Flexibilität, und die Klappe ließ sich sehr gut handhaben.
REFERENZBEISPIEL 17: Zellaussaat auf PHA-Materialien
Vor der Implantation können durch ein Gewebeengineering hergestellte Materialien zur Erhöhung ihrer Biokompatibilität und/oder zur Förderung des Wachstums eines gewünschten Gewebes mit Zellen besät werden. Die eingesetzten Zellen werden aus dem geeigneten Gewebetyp gewählt und vorzugsweise aus dem Patienten gewonnen, um eine Abstoßung des Gewebes zu minimieren, aber die Zellen können auch aus einer Zellbank stammen. Außerdem können biologisch aktive Verbindungen, die das Wachstum eines gewünschten Gewebes lenken, wie Proteine für die Anheftung von Zellen, vor dem Besäen mit Zellen und vor der Implantation auf oder in ein durch ein Gewebeengineering hergestelltes Material inkorporiert werden. Das Gewebeengineering-Material dient somit als eine feste Stütze für die Organisation der Zellen für ein geeignetes Wachstum. Nach dem Aussäen der Zellen kann man die Zellen in vitro auf dem Gewebekonstrukt zur Erzielung der gewünschten Zelldichte wachsen lassen.
Eine poröse PHO-Probe wurde mit Ethylenoxidgas sterilisiert. Das Polymer wurde mit Rinderendothelzellen in fötalem Kälberserum besät und dann in vitro bei 37°C mit 5 % Kohlendioxid inkubiert. Nach 24 Stunden wurden die Zellen auf der Probe fixiert. Die mikroskopische Untersuchung der Probe zeigte eine gute Anhaftung der Zellen und eine gute Biokompatibilität.
REFERENZBEISPIEL 18: Oberflächenmodifizierung einer PHA-Folie
Die Oberflächeneigenschaften einer Vorrichtung für ein Gewebeengineering sind sehr wichtig, da die Oberfläche die Grenzfläche zwischen dem lebenden Gewebe des Wirts und der implantierten Vorrichtung ist. Eine Oberflächenmodifikation kann neue funktionelle Gruppen in eine Polymeroberfläche einführen, ohne dass die Eigenschaften der gesamten Polymermasse signifikant modifiziert werden. Einige Oberflächeneigenschaften, die modifiziert werden können, sind die Hydrophobie, die Hydrophilie, die Benetzbarkeit, die Anheftung von Zellen und die Oberflächenladung. Es wird bevorzugt, die Oberflächeneigenschaften einer Vorrichtung an ihre vorgesehene Anwendung anzupassen. Zum Beispiel wird es oft bevorzugt, die Anheftung von Zellen an eine Vorrichtung zu maximieren. In diesem Falle könnte die Oberfläche der Vorrichtung mit einer biologisch aktiven Verbindung oder einem Peptid beschichtet werden, das die Anheftung von Zellen fördert, wie Fibronectin, Laminin oder Gelatine. Diese biologisch aktiven Verbindungen können, in Abhängigkeit von der jeweiligen Anwendung, kovalent oder nicht-kovalent an der Oberfläche befestigt werden.
Es wurde eine Behandlung mit einem Gasplasma zur Modifizierung der Oberfläche einer PHA-Folie eingesetzt. Zur Verhinderung des Schmelzens der Probe während der Behandlung wurden die Bedingungen so gewählt, dass die Erhitzung minimal gehalten wurde. Eine PHO-Folie wurde mit einem Ammoniakgasplasma behandelt (250 Mikrometer, Ammoniakfluss von 350 SCCM und 220 Watt, 10 Minuten). Typischerweise modifiziert eine Plasmabehandlung die Oberfläche eines Materials kovalent. Nach der Behandlung wurde die Oberflächemodifizierung durch ESCA-Analyse bestätigt. Es wurde eine stabile Inkorporation von ungefähr 8 % Stickstoff erzielt. Nach der Behandlung wurden die Proben bei 4°C und bei Raumtemperatur gelagert. Die Benetzbarkeit der Oberfläche wurde durch Messungen des Wasserkontaktwinkels bestimmt. Unbehandeltes PHO hatte einen hohen Kontaktwinkel (annähernd 95°). Nach der Behandlung nahm der Kontaktwinkel dramatisch auf ungefähr 20 bis 30° ab, was eine Zunahme der Benetzbarkeit anzeigte. Die Kontaktwinkel der behandelten und der unbehandelten Proben waren über wenigstens 30 Tage stabil, was die Stabilität der Oberflächenmodifikation zeigte. Die ESCA-Analyse wurde nach dreißig Tagen wiederholt und bestätigte die Stabilität der Oberflächenmodifikation.
REFERENZBEISPIEL 19: Befestigung biologisch aktiver Materialien an PHA
Eine für ein Gewebeengineering eingesetzte Vorrichtung kann in ihrem Inneren oder auf ihrer Oberfläche eine biologisch aktive Verbindung oder biologisch aktive Verbindungen inkorporiert enthalten. Zu repräsentativen Verbindungen gehören Wachstumsfaktoren für die Stimulierung des Gewebewachstums, Proteine für die Anheftung von Zellen zur Förderung der Anheftung des Gewebes oder Antikoagulanzien zur Verhinderung einer Thrombogenese. Außerdem könne Verbindungen enthalten sein, die die Immunreaktion vermindern, das Material für die spätere Entfernung markieren, die Biokompatibilität verbessern, Arzneimittel abgeben und dergleichen.
Eine biologisch aktive Verbindung wurde an einer PHA-Oberfläche wie folgt befestigt. Eine PHO-Folie wurde nach einer Behandlung mit einem Ammoniakgasplasma mit einer biologisch aktiven Verbindung, Biotin, modifiziert. Es wurde eine wässrige Lösung, die eine aktivierte Form des Biotins enthielt, auf die behandelte PHO-Folie aufgebracht. Das Biotinderivat enthielt eine N-Hydroxysuccinimidestergruppe als funktionelle Gruppe, die es für eine Acylierung aktivierte. Nach der Behandlung mit Biotin-NHS wurde die Oberfläche der Folie mit Wasser gewaschen, mit Glycin behandelt und mit 0,1 % Gelatine geblockt. Der Nachweis mit einem Streptavidin-Meerrettichperoxidase-Konjugat und einer Lösung für einen Chemilumineszenznachweis mit HRP demonstrierte die Biotinmodifikation der Oberfläche. Eine PHO-Folie ohne die Behandlung mit dem Ammoniakgasplasma wurde als Kontrolle eingesetzt, und zeigte unter identischen Bedingungen keine Biotinmodifikation.
REFERENZBEISPIEL 20: Testung eines hypoallergenen Latex
Eine PHO-Probe von 60 cm² wurde gemäß dem Standardtestverfahren ASTM F720 auf Hautsensibilisierung getestet. Die Probe, die 3 mm dick war, wurde 72 Stunden bei 50°C mit Saline (20 mL) extrahiert. Meerschweinchen, die zuvor einer Zweistufeninduktion (21 Tage) unterzogen worden waren, wurden auf der Haut gegen Läppchen exponiert, die mit Salineextrakt, reiner Saline oder einer Lösung einer Positivkontrolle (5 % Oxazolon in Aceton) getränkt worden waren. Nach 24 Stunden wurden die Läppchen entfernt, und die Meerschweinchen wurden nach 1, 24 und 48 Stunden auf eine Hautreaktion untersucht. Es kam durch den PHO-Extrakt oder die reine Saline zu keiner erkennbaren Erythem/Schorfbildung. Die Positivkontrollen zeigten innerhalb einer Stunde alle eine gut definierte bis schwere Erythem/Schorfbildung.

Claims

Biokompatible medizinische Vorrichtung, die eine Zusammensetzung aus einem Polyhydroxyalkanoatpolymer umfasst, wobei: das Polyhydroxyalkanoat zwischen 100 und 100 000 Einheiten der Formel -OCR¹R²(CR³R⁴)_nCO- enthält, wobei n eine ganze Zahl zwischen eins und 15 ist, und R¹, R², R³ und R⁴ unabhängig voneinander aus der Gruppe ausgewählt sind, die aus Wasserstoff, Methyl-, C_2-15 geradkettigen, verzweigten oder zyklischen Alkyl-, Alkenyl- oder Alkinylgruppen, Alkarylgruppen, Aralkylgruppen, Heteroalkylgruppen, Heteroarylgruppen, Hydroxygruppen, Thiolgruppen, Disulfiden, Ethergruppen, Thioethergruppen, Estergruppen, Carbonsäuregruppen, Amingruppen, Amidgruppen, Halogenen, Stickstoff-substituierten Gruppen und Sauerstoff-substituierten Gruppen besteht, das Polyhydroxyalkanoat weniger als 20 Einheiten Endotoxin/g enthält und der Pyrogengehalt bei weniger als 20 Endotoxineinheiten (EU) pro Vorrichtung liegt.
Verfahren zur Herstellung einer Zusammensetzung aus einem Polyhydroxyalkanoatpolymer, wobei das Verfahren umfasst: Auswählen einer Polyhydroxyalkanoatzusammensetzung, in der aufgrund des Verfahrens zur Herstellung des Polyhydroxyalkanoats Pyrogen enthalten ist, wobei das Polyhydroxyalkanoat zwischen 100 und 100 000 Einheiten der Formel -OCR¹R²(CR³R⁴)_nCO- enthält, wobei n eine ganze Zahl zwischen eins und 15 ist, und R¹, R², R³ und R⁴ unabhängig voneinander aus der Gruppe ausgewählt sind, die aus Wasserstoff, Methyl-, C_2-15 geradkettigen, verzweigten und zyklischen Alkyl-, Alkenyl- oder Alkinylgruppen, Alkarylgruppen, Aralkylgruppen, Heteroalkylgruppen, Heteroarylgruppen, Hydroxygruppen, Thiolgruppen, Disulfiden, Ethergruppen, Thioethergruppen, Estergruppen, Carbonsäuregruppen, Amingruppen, Amidgruppen, Halogenen, Stickstoff-substituierten Gruppen und Sauerstoff-substituierten Gruppen besteht, und Entfernen des Pyrogens aus dem Polyhydroxyalkanoat durch das Exponieren des Polyhydroxyalkanoats gegenüber Wärme und einem Oxidationsmittel, wobei das Oxidationsmittel die physikalische oder chemische Natur des Polyhydroxyalkanoats nicht nennenswert beeinträchtigt oder verändert, bis das Polyhydroxyalkanoat weniger als 20 Einheiten Endotoxin/g enthält.
Vorrichtung nach Anspruch 1 oder Verfahren nach Anspruch 2, wobei das Polyhydroxyalkanoat über eine bakterielle Fermentation hergestellt wird.
Vorrichtung nach Anspruch 3, wobei das Bakterium ein gramnegatives Bakterium ist.
Vorrichtung oder Verfahren nach einem beliebigen der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Oxidationsmittel ein Peroxid ist.
Vorrichtung oder Verfahren nach einem beliebigen der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Polyhydroxyalkanoat chemisch modifiziert oder derivatisiert ist.
Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 6, wobei ein Befestigungs- oder Targeting-Molekül kovalent an das Polyhydroxyalkanoat gekoppelt ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei das Polymer ein Polyhydroxyalkanoatblend oder -copolymer ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1 oder Verfahren nach Anspruch 2, wobei das Polyhydroxyalkanoat einen Schmelzpunkt oder eine Glasübergangstemperatur von unter 136°C hat.
Vorrichtung nach Anspruch 1 als eine wässrige Latexformulierung, oder Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Zusammensetzung eine wässrige Latexformulierung ist.
Verfahren zur Bildung einer biokompatiblen medizinischen Vorrichtung, das umfasst: (a) Herstellen einer biokompatiblen Zusammensetzung aus einem Polyhydroxyalkanoatpolymer mittels eines Verfahrens, das umfasst: (i) Auswählen einer Polyhydroxyalkanoatzusammensetzung, in der aufgrund des Verfahrens zur Herstellung des Polyhydroxyalkanoats Pyrogen enthalten ist, wobei das Polyhydroxyalkanoat zwischen 100 und 100 000 Einheiten der Formel -OCR¹R²(CR³R⁴)_nCO- enthält, wobei n eine ganze Zahl zwischen eins und 15 ist, und R¹, R², R³ und R⁴ unabhängig voneinander aus der Gruppe ausgewählt sind, die aus Wasserstoff, Methyl-, C_2-15 geradkettigen, verzweigten oder zyklischen Alkyl-, Alkenyl- oder Alkinylgruppen, Alkarylgruppen, Aralkylgruppen, Heteroalkylgruppen, Heteroarylgruppen, Hydroxygruppen, Thiolgruppen, Disulfiden, Ethergruppen, Thioethergruppen, Estergruppen, Carbonsäuregruppen, Amingruppen, Amidgruppen, Halogenen, Stickstoffsubstituierten Gruppen und Sauerstoff-substituierten Gruppen besteht, und (ii) Entfernen des Pyrogens aus dem Polyhydroxyalkanoat durch das Exponieren des Polyhydroxyalkanoats gegenüber Wärme und einem Oxidationsmittel, wobei das Oxidationsmittel die physikalische oder chemische Natur des Polyhydroxyalkanoats nicht nennenswert beeinträchtigt oder verändert, bis das Polyhydroxyalkanoat weniger als 20 Einheiten Endotoxin/g enthält, und (b) Formen der Vorrichtung, wobei der Pyrogengehalt bei unter 20 Endotoxineinheiten (EU) pro Vorrichtung liegt.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei das Polymer chemisch modifiziert worden ist.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei das Polymer eine Form hat, die aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus Stents, Beschichtungen auf Prothesen, Nähten, Klammern und Schläuchen besteht.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Vorrichtung eine Form hat, die aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus Vorrichtungen für eine Geweberegeneration, Vorrichtungen für die Gewebekultur, Wundverbänden und Beschichtungen für Zellen und Gewebe besteht.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Vorrichtung eine poröse Membran ist.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Vorrichtung die Form von Mikroteilchen oder Nanoteilchen hat.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Vorrichtung ein Material umfasst, das aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus therapeutischen, prophylaktischen und diagnostischen Mitteln besteht.
Verfahren nach Anspruch 17, wobei das therapeutische Mittel aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus Peptiden und Proteinen, Nucleinsäuren, Sacchariden und Polysacchariden, Lipiden, synthetischen Arzneimittelmolekülen und Mitteln für eine bildgebende Darstellung besteht.
Verfahren nach Anspruch 17, wobei die Vorrichtung für eine Verabreichung auf eine Schleimhautoberfläche formuliert ist.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei das Polyhydroxyalkanoat ein Polymerblend oder Copolymer ist.
Verfahren nach Anspruch 20, wobei das Polymer mit einem biologisch abbaubaren Polymer gemischt oder copolymerisiert wird.
Verfahren nach Anspruch 21, wobei das zweite Polymer kein Polyhydroxyalkanoat ist.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei Moleküle an das Polymer gebunden sind und die Moleküle aus der Gruppe ausgewählt sind, die aus Molekülen besteht, die biologisch aktiv sind, Molekülen, die nachgewiesen werden können, Molekülen für ein Targeting und Molekülen, die die Ladung, die Lipophilie oder die Hydrophilie des Teilchens beeinflussen.
Verfahren nach Anspruch 23, wobei das Targeting-Molekül aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus Verbindungen besteht, die spezifisch reaktiv gegenüber einer Komponente der Zelloberfläche, Antikörpern und Antikörperfragmenten sind.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei das Polymer modifiziert wird, um die Aufnahme durch das Retikuloendothelialsystem zu verringern.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Vorrichtung für ein Gewebeengineering eingesetzt wird, das ferner das Aussäen von Zellen auf oder in die Vorrichtung umfasst.
Verfahren nach Anspruch 11, das ferner die Verwendung der Vorrichtung bei der Herstellung eines Medikaments zur Behandlung eines Menschen oder eines Tiers, der bzw. das eine biokompatible medizinische Vorrichtung benötigt, umfasst.
Verfahren nach Anspruch 27, wobei das Medikament für das Implantieren der Vorrichtung auf Gewebe zur Bildung eines Hautäquivalents eingesetzt wird.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Vorrichtung zu einer Knochenprothese geformt ist.
Verfahren nach Anspruch 29, wobei Füllstoffmaterialien mit dem Polymer in einer Menge gemischt werden, die bezüglich einer Verbesserung der Stabilität der Knochenprothese wirksam ist.
Verfahren nach Anspruch 11, das ferner das Mischen des Polymers mit Struktur- und Klebematerialien zur Bildung eines Knochenzements umfasst.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei das Polyhydroxyalkanoat einen Schmelzpunkt oder eine Glasübergangstemperatur von unter 136°C hat.
Polyhydroxyalkanoat, wie es im Anspruch 1 definiert ist, zur Verwendung bei der Herstellung einer biokompatiblen medizinischen Vorrichtung.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Vorrichtung eine Form hat, die aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus Zuführvorrichtungen für Arzneimittel, diagnostische oder prophylaktische Mittel besteht.
Vorrichtung nach Anspruch 1 in Form einer Herzprothese, die aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus Herzklappen, Herzklappensegeln und dem Herz-Anulus besteht.
Vorrichtung nach Anspruch 1 in Form eines Parodontalimplantats.
Vorrichtung nach Anspruch 1 in Form eines Perikardpatches.