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HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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1. Gebiet der Erfindung
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Die
Erfindung betrifft eine Beschichtung für eine medizinische Vorrichtung,
insbesondere eine implantierbare medizinische Vorrichtung, wie einen
Stent, wobei mindestens eine Polymerschicht kovalent an die aktivierte
Oberfläche
der medizinischen Vorrichtung gebunden ist. Die Polymerbeschichtung
kann ein oder mehrere biologisch wirksame Mittel enthalten. Die
Erfindung betrifft ferner Verfahren zur Beschichtung einer medizinischen
Vorrichtung und eine medizinische Vorrichtung mit einer solchen
Beschichtung.
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2. Beschreibung des Standes
der Technik
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Viele
chirurgische Eingriffe erfordern das Einbringen einer medizinischen
Vorrichtung in den Körper. Obwohl
es für
eine Behandlung einer Vielzahl von medizinischen Zuständen notwendig
und günstig
ist, kann das Einbringen metallischer oder polymerischer Vorrichtungen
in den Körper
zahlreiche Komplikationen erzeugen. Manche dieser Komplikationen
beinhalten ein erhöhtes
Risiko für
eine Infektion, ein Auslösen
einer Reaktion gegenüber
einem Fremdkörper,
was zu Entzündung
und fibröser
Einkapselung führt,
und/oder ein Auslösen
einer Wundheilungsreaktion, was zu Hyperplasie und/oder Restenose
führt.
Diese und andere mögliche Komplikationen
müssen
bei Einbringen einer metallischen oder polymerischen Vorrichtung
in den Körper
berücksichtigt
werden.
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Ein
Ansatz für
eine Verminderung der möglichen
gefährlichen
Wirkungen eines solchen Einbringens war es, zu versuchen, die Biokompatibilität der Vorrichtung
zu verbessern. Obwohl es mehrere Möglichkeiten gibt, die Biokompatibilität von Vorrichtungen
zu verbessern, wird bei einem Verfahren, das begrenzt erfolgreich war,
die Vorrichtung mit der Fähigkeit
versehen, biologisch wirksame Mittel in die Nähe des Implantats zu bringen.
Dadurch können
manche der gefährlichen
Wirkungen, die mit der Implantation von medizinischen Vorrichtungen
assoziiert sein können,
verringert werden. Beispielsweise können Antibiotika von der Vorrichtung freigesetzt
werden, um die Möglichkeit
einer Infektion zu minimieren, und antiproliferative Arzneimittel
können freigesetzt
werden, um eine Hyperplasie zu hemmen. Ein weiterer Vorteil einer
lokalen Freisetzung von biologisch wirksamen Mitteln ist die Vermeidung
toxischer Konzentrationen von Arzneimitteln, die manchmal notwendig
sind, falls sie systemisch verabreicht werden, um therapeutische
Konzentrationen an der Stelle, wo sie benötigt werden, zu erreichen.
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Der
Fachmann auf dem Gebiet medizinischer Vorrichtungen war gefordert,
die mehreren strengen Kriterien für implantierbare medizinische
Vorrichtungen zu erfüllen.
Einige dieser Anforderungen sind: 1) das Erfordernis, in manchen
Fällen,
für eine
Langzeitfreisetzung (Tage, Wochen oder Monate) von biologisch wirksamen
Mitteln, 2) der Bedarf für
eine biokompatible, nicht-entzündungsauslösende Oberfläche auf
der Vorrichtung, 3) der Bedarf für
eine signifikante Haltbarkeit, insbesondere bei Vorrichtungen, die
eine Biegung und/oder Erweiterung bei einer Implantation oder Verwendung
im Körper
durchlaufen, 4) Aspekte hinsichtlich der Verarbeitbarkeit, um zu
ermöglichen,
dass die Vorrichtung in einer wirtschaftlich sinnvollen und reproduzierbaren Weise
hergestellt werden kann, und 5) das Erfordernis, dass die fertige
Vorrichtung durch Verwendung herkömmlicher Verfahren sterilisiert
werden kann.
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Mehrere
implantierbare medizinische Vorrichtungen, die medizinische Mittel
zuführen
können,
wurden beschrieben. Mehrere Patente sind auf Vorrichtungen gerichtet,
bei denen biologisch abbaubare oder biologisch resorbierbare Polymere
als arzneimittelhaltige und -freisetzende Beschichtungen verwendet
werden, einschließlich
Tang et al.,
US-PS 4,916,193 und
MacGregor,
US-PS 4,994,071 .
Andere Patente betreffen die Bildung eines Arzneimittel-enthaltenden
Hydrogels auf der Oberfläche
einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung. Diese beinhalten
Amiden et al.,
US-PS 5,221,698 und
Sahatijian,
US-PS 5,304,121 .
Weitere Patente beschreiben Verfahren zur Herstellung beschichteter
intravaskulärer
Stents mittels Auftragung von Polymerlösungen mit dispergiertem therapeutischem
Material auf die Oberfläche
des Stents, gefolgt von einer Verdampfung des Lösungsmittels. Dieses Verfahrren
ist in Berg et al.,
US-PS 5,464,650 ,
beschrieben.
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Eine
Reihe von Ansätzen
wurde in einem Versuch beschrieben, die vorstehend aufgeführten Anforderungen
zu erfüllen.
Nachstehend werden Beispiele für
solche Ansätze
beschrieben.
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McPherson
et al.,
US-PS 6,013,855 ,
beschreibt Verfahren zum Pfropfen von hydrophilen Polymeren auf
Metall- und Glasoberflächen.
Dieses Verfahren beinhaltet ein Exponieren der Oberfläche der
Vorrichtung gegenüber
einem Silan-Kopplungsmittel und ein kovalentes Binden des Mittels
an die Oberfläche
der Vorrichtung. Die gebundene Silan-Schicht wird sodann gegenüber einem
hydrophilen Polymer exponiert, so dass das hydrophile Polymer kovalent
an die Silan-Schicht gebunden wird.
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Pinchuk,
US-PS 5,053,048 , beschreibt
eine Aushärtung
einer Silanverbindung oder von Silanverbindungen auf einer Oberfläche, um
eine hydrophile Matrix auszubilden. Ein antithrombogenes Mittel
wird sodann an die Amingruppe auf der dreidimensionalen Aminosilanmatrix
gekoppelt, um eine thromboresistente Beschichtung für die Oberfläche bereitzustellen.
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Lee
et al.,
US-PS 6,335,340 ,
beschreibt Verfahren zur Beschichtung von Oxidoberflächen und
Beschichtungen, die solche Oberflächen hydrophil machen. Eine
funktionelle Gruppe (Z) wie SiCl
3 wurde
mit der Oberfläche
assoziiert. Eine hydrophobe kovalente Anbindung mit typischerweise
einer Länge
von etwa 5–20 Bindungen
wird mit Z ausgebildet. Eine Biopolymer-widerstandsfähige Domäne wird
sodann an die Anbindung angeheftet, um die hydrophile Oberfläche auszubilden.
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Hostettler
et al.,
US-PS 6,265,016 ,
beschreibt eine chemische Behandlung von Plastik-, Gummi- oder Metalloberflächen für eine Befestigung
Amin-enthaltender Gruppen. Eine „Verbindungsbeschichtung" eines hydrophilen
Polyurethans wird sodann kovalent an die Amingruppen gebunden, um
ein schlüpfriges,
hydrophiles Polyurethanhydrogel auszubilden.
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Kamath
et al.,
US-PS 6,335,029 ,
beschreibt ein Aufbringen mindestens einer Verbundschicht eines
biologisch wirksamen Mittels und eines Polymers auf ein Grundmaterial
durch physikalische oder kovalente Verfahren. Mindestens eine Grenzschicht
wird über
die Verbundschicht gelegt und durch ein Niedrigenergie-Plasmapolymerisationsverfahren
darauf aufgetragen.
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Shah
et al.,
US-PS 6,248,127 ,
beschreibt Beschichtungen für
medizinische Vorrichtungen, bei denen eine Silanbeschichtung auf
die Oberfläche
des Substrats aufgebracht wird und ein Film mit einem Heparin-Biopolymer-Komplex
auf der Oberfläche
durch kovalente Bindungen erzeugt wird.
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Jedoch
müssen
nach wie vor signifikante Probleme überwunden werden, um eine haltbare
implantierbare medizinische Vorrichtung bereitzustellen, die in
der Lage ist, eine therapeutisch wirksame Menge eines biologisch
wirksamen Mittels für
eine verlängerte
Zeitspanne zuzuführen.
Dies trifft insbesondere zu, wenn die Beschichtungszusammensetzung
auf der Vorrichtung im Verlauf einer Biegung und/oder Ausdehnung
der Vorrichtung während
einer Implantation oder während
einer Verwendung gehalten werden muss. Es ist erstrebenswert, über ein
einfaches und leicht durchzuführendes
Verfahren für
eine Steuerung der Freisetzungsgeschwindigkeit eines biologisch
wirksamen Mittels von der Oberfläche
der Vorrichtung zu verfügen.
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Obwohl
eine Vielzahl von Polymeren für
eine Verwendung als Arzneimittelfreisetzende Beschichtungen beschrieben
wurde, weist nur eine kleine Anzahl die physikalischen Eigenschaften
auf, die sie für
implantierbare medizinische Vorrichtungen, die eine Biegung und/oder
Ausdehnung bei einer Implantation durchlaufen, geeignet machen.
Viele Polymere, die gute Arzneimittel-Freisetzungseigenschaften
aufweisen, falls sie alleine als Arzneimittelzufuhrvehikel verwendet
werden, stellen Beschichtungen bereit, die zu brüchig sind, als dass sie auf
Vorrichtungen verwendet werden könnten,
die eine Biegung und/oder Ausdehnung durchlaufen. Andere Polymere
können
bei einer Implantation eine entzündliche
Reaktion hervorrufen. Diese oder andere Polymere zeigen gute Arzneimittel-Freisetzungseigenschaften
für ein
Arzneimittel, jedoch sehr schlechte Eigenschaften für ein anderes
Arzneimittel.
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In
vielerlei Hinsicht hängt
der Erfolg einer Polymerbeschichtung von der Art des Kontakts zwischen mindestens
der zu der Oberfläche
benachbarten Polymerschicht und der darunter liegenden Oberfläche ab. Insbesondere
können,
falls das Polymer bricht oder sich von der Oberfläche abschält, das
Polymer und ein jegliches biologisch wirksames Mittel, das darin
enthalten ist, hinsichtlich der Leistung abnehmen. Falls die Polymerschicht
ein biologisch wirksames Mittel für eine Freisetzung enthalten
soll, kann der sich ergebende Verbundstoff aus Polymer und biologisch
wirksamem Mittel gegenüber
einer Dehnung, einer Quellung, einem Abbau und/oder Volumenänderungen
aufgrund Wechselwirkungen der eingebauten Ver bindung mit der wässrigen
Umgebung des Körpers
anfällig
sein. Auch kann nach Eindringen von Wasser in die Polymerschicht
eine Auflösung
der Verbindung und ihre darauf folgende Freisetzung die Struktur
und Porosität
des Verbundstoffs verändern.
Des Weiteren könnte
aufgrund Eindringens von Wasser nach Auflösen des Arzneimittels die Polymerschicht
gegenüber
mechanischem Stress aufgrund osmotischer Kräfte ausgesetzt sein. Diese
Wirkungen können
zu einem Loslösen
der Polymerschicht und deren Abschälen von der Oberfläche führen. Des
Weiteren sind die Veränderungen
hinsichtlich der Geometrie der Polymerschicht und des verfügbaren Oberflächenbereichs
mögliche
Quellen für
eine unvorhersehbare Freisetzungsrate der eingebauten Verbindungen.
Aufgrund einer Kombination dieser Faktoren nimmt die Leistung des
Systems ab.
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Dementsprechend
gibt es einen fortwährenden
Bedarf für
eine verbesserte Polymerbeschichtung von Implantaten, die eine stabile,
biokompatible Polymerbeschichtung mit geringem Profil bereitstellt
und die zugleich eine Langzeit-Freisetzung von biologisch wirksamen
Mitteln über
Zeiträume,
die sich auf Wochen oder Monate erstrecken, ermöglicht. Somit besteht ein Bedarf
für ein
Verfahren zur Sicherstellung der hochgradig reproduzierbaren Abscheidung
der Polymer-Beschichtungsschicht auf der Artikeloberfläche. In
vielen Fällen muss
die Polymerschicht dünn
genug sein, so dass sie nicht die Flexibilität und Anpassung der Vorrichtung beschränkt. Auch
muss die Polymerschicht gegenüber
einer Beschädigung
aufgrund Handhabung oder Deformation der Vorrichtung beständig sein.
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ZUSAMMENFASSUNG
DER ERFINDUNG
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In
einem Aspekt wird erfindungsgemäß eine Beschichtung
für eine
medizinische Vorrichtung mit einer Körperflüssigkeit-Kontaktierungsoberfläche für eine Kontaktierung
von Blut, anderen Körperflüssigkeiten
und dergleichen bereitgestellt, wobei die Beschichtung umfasst:
ein
polymerisiertes Silan-Derivat, das kovalent an die Oberfläche einer
medizinischen Vorrichtung gebunden ist, wobei das polymerisierte
Silan-Derivat Hydroxy- oder
Amino-funktionelle Gruppen enthält,
(d.h. eine Oberflächen-aktivierende
Schicht),
ein Lacton-Polymer, das kovalent an die funktionellen
Gruppen des polymerisierten Silan-Derivats durch in situ-Ringöffnungspolymerisation
gebunden ist, (d.h. eine Bindeschicht), und gegebenenfalls
mindestens
ein Polymer, das auf der gebundenen Lacton-Polymerschicht abgeschieden
ist, (d.h. eine Behälterschicht).
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In
einem weiteren Aspekt wird erfindungsgemäß ein Verfahren zur Beschichtung
einer medizinischen Vorrichtung bereitgestellt, umfassend:
- (a) Umsetzen der Oberfläche einer medizinischen Vorrichtung
mit einem auf Silan basierenden Aktivierungsreagenz zur Ausbildung
eines polymerisierten Silan-Derivats, das kovalent an die Oberfläche der
medizinischen Vorrichtung gebunden ist, wobei das polymerisierte
Silan-Derivat Hydroxy- oder Amino-funktionelle Gruppen oder andere
funktionelle Gruppen, die in Hydroxy- oder Aminogruppen transformiert
werden können,
enthält,
- (b) Umsetzen der Vorrichtung von Schritt (a) mit mindestens
einem Lacton-Monomer in Gegenwart eines Metallkatalysators zur Ausbildung
eines Lacton-Polymers, das kovalent an das polymerisierte Silan-Derivat gebunden
ist, durch in situ-Pfropfungs-Ringöffnungs-Polymerisation, die
durch die funktionellen Gruppen des polymerisierten Silan-Derivats eingeleitet
wird, und
- (c) Behandeln der Vorrichtung aus Schritt (b) mit einer Polymerlösung und
anschließendes
Entfernen des Lösungsmittels
zur Abscheidung einer Schicht des Polymers, die an der kovalent
gebundenen Lacton-Polymerschicht
haftet.
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In
einem weiteren Aspekt wird erfindungsgemäß eine medizinische Vorrichtung
mit einer Beschichtung über
einer Körperflüssigkeit-Kontaktierungsoberfläche der
medizinischen Vorrichtung für
eine Kontaktierung von Blut, anderen Körperflüssigkeiten und dergleichen
bereitgestellt, wobei die Beschichtung umfasst:
eine polymerisierte
Oberflächen-aktivierende
Schicht, die kovalent an die Körperflüssigkeit-Kontaktierungsoberfläche der
medizinischen Vorrichtung gebunden ist, wobei die aktivierende Schicht
Hydroxy- oder Amino-funktionelle Gruppen enthält,
ein Lacton-Polymer,
das kovalent an die funktionellen Gruppen der polymerisierten Oberflächen-aktivierenden Schicht
durch in situ-Ringöffnungspolymerisation
gebunden ist, und mindestens ein Polymer, das auf der gebundenen
Lacton-Polymerschicht abgeschieden ist.
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Bevorzugte
Ausführungsformen
der verschiedenen erfindungsgemäßen Aspekte
sind in den Ansprüchen
3–23,
25–38
und 40–46
definiert.
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In
einer erfindungsgemäßen Ausführungsform
enthält
die Zusammensetzung der Bindeschicht oder der Behälterschicht
oder beides ein oder mehrere biologisch wirksame Mittel. Das/die
biologisch wirksame(n) Mittel beträgt/betragen 0 bis 60 Gew.-%
der Binde- oder Behälterschichten.
Das biologisch wirksame Mittel wird aus der Zusammensetzung in eine
wässrige
Umgebung freigesetzt.
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In
einer weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform
ist die Oberflächen-aktivierende
Schicht ein Siloxan-Polymer mit Hydroxy- oder Aminogruppen oder
beidem auf dem Siloxan. Das Siloxan-Polymer ist durch den Polyester
der Bindeschicht acyliert.
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Die
Bindeschicht weist mindestens eine Schicht eines oder mehrerer Lacton-Polymere
auf und die Behälterschicht
kann mindestens eine Schicht eines oder mehrerer Lacton-Polymere
aufweisen.
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In
der Bindeschicht kann das Lacton-Polymer ein Lacton-Homopolymer
wie Polyglycolid, Poly(L-lactid), Poly(D-lactid), Poly(ε-caprolacton),
Poly(p-dioxanon), Poly(dioxepanon) oder ein Lacton-Copolymer wie Poly(L-lactid-co-D-lactid),
Poly(L-lactid-co-glycolid),
Poly(D-lactid-co-glycolid), Poly(D,L-lactid-co-glycolid), Poly(lactid-co-caprolacton),
Poly(lactid-co-dioxanon), Poly(D,L-lactid) oder Poly(lactid-co-dioxepanon)
sein.
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Das
Polymer der Behälterschicht
kann ein Polyester-Polymer wie ein Lacton-Homopolymer, ein statistisches
Copolymer oder ein Block-Copolymer mit mindestens einem Polylacton-Block
sein, während
der andere Block oder die anderen Blöcke des Copolymers ein Polyether,
eine Poly(aminosäure),
ein Poly(acrylat), ein Poly(methacrylat) oder Polybutadien sein
kann/können.
In einer bevorzugten erfindungsge mäßen Ausführungsform weist das Polymer
der Behälterschicht
ein Molekulargewicht von 103 bis 106 auf.
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In
verschiedenen bevorzugten Ausführungsformen
ist die Bindeschicht ein Polylactid und die Behälterschicht ist ein oder mehrere
Polymere wie Poly(L-lactid), Poly(glycolid), Poly(lactid-co-glycolid)
oder Poly(L-lactid-co-D-lactid) und die Molfraktion von L-Lactid-Struktureinheiten
liegt in einem Bereich von 0,7 bis 1,0 oder 0 bis 0,3. Das biologisch
wirksame Mittel ist zu 0,5–60%
der Gesamtmasse des Polymers der Behälterschicht vorhanden.
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In
anderen bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsformen ist die Bindeschicht
ein Polylactid und die Behälterschicht
ist ein Polymer, ausgewählt
aus Poly(D,L-lactid) oder Poly(L-lactid-co-D-lactid), und die Molfraktion
von L-Lactid-Struktureinheiten
liegt in einem Bereich von 0,3 bis 0,7. Das biologisch wirksame Mittel
ist zu 0,5–60%
der Gesamtmasse der Behälterschicht
vorhanden.
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In
einer noch weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform weist die Behälterschicht
zwei oder mehrere Unterschichten mit dem gleichen oder verschiedenen
Polymeren auf. Die Konzentration des (der) biologisch wirksamen
Mittel(s) in einer inneren Behälter-Unterschicht
kann zu der Konzentration des (der) biologisch wirksamen Mittel(s)
in einer äußeren Behälter-Unterschicht
unterschiedlich sein.
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In
einer weiteren bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform ist die Zusammensetzung
der inneren Behälter-Unterschicht
ein semikristallines Polymer oder ein semikristallines Gemisch von
Polymeren und die äußere Behälter-Unterschicht
umfasst mindestens ein amorphes Polymer. Das Polymer einer inneren Behälter-Unterschicht kann
ein hydrophobes Polymer sein, das ein Lacton-Homopolymer, ein statistisches Lacton-Copolymer
oder ein Lacton-Block-Copolymer ist, und das Polymer einer äußeren Behälter-Unterschicht
ist ein amphiphiles Copolymer eines statistischen Copolymers oder
eines Block-Copolymers von Lactonen und Ethylenoxid oder von beidem.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
ist das Silan-basierende Aktivierungsreagenz ein Organo-Trialkoxysilan-Derivat
der allgemeinen Formel R'-Si-(OR)3, worin R eine C1-4-Alkylgruppe
ist und R' eine
Hydroxyalkyl-, Aminoalkyl- oder eine funktionelle Gruppe ist, die
durch eine Modifikationsreaktion in eine Hydroxyalkyl- oder Aminoalkylgruppe
transformiert werden kann.
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In
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
wird das Silan-basierende Aktivierungsreagenz in einer Lösungs- oder
Dampfphase aufgebracht, um eine an die Oberfläche gebundene Aktivierungsschicht
auszubilden. Eine Bildung einer Bindeschicht durch Lacton-Polymerisation
beinhaltet ein Eintauchen einer aktivierten Oberfläche in eine
Lacton-Lösung
oder eine Lacton-Schmelze bei einer Temperatur, die ausreicht, um das
Lacton in dem geschmolzenen Zustand zu halten, während beide Umgebungen auch
einen Polymerisationskatalysator enthalten, für eine Zeitspanne, die ausreicht,
die in situ-Ringöffnungspolymerisation
des Lactons auf der aktivierten Schicht für die Ausbildung der Bindeschicht
zu ermöglichen.
Eine Ausbildung einer Behälterschicht
beinhaltet die Abscheidung einer Lösungsmittellösung mit
dem Polymer auf die Bindeschicht, dadurch, dass eine Oberfläche mit
der Aktivierungsschicht und Bindeschicht mit einer Polymerlösung durch
Eintauchen der Oberfläche
in die Lösungsmittellösung oder
durch Sprühen,
Gießen,
Schütten
oder Verteilen der Lösung
auf die Oberfläche
in Kontakt gebracht wird, und das Verdampfen von überschüssigem Lösungsmittel. Die
Lösungsmittellösung kann
eine oder mehrere biologisch wirksame Verbindungen enthalten. In
bestimmten Ausführungsformen
ist das Lösungsmittel
ein aprotisches Lösungsmittel
wie ein Ether, ein Keton, ein aromatischer Kohlenwasserstoff und
ein Gemisch dieser Lösungsmittel.
Der Katalysator kann ein Katalysator mit geringer Toxizität sein,
der für
eine Ringöffnungspolymerisation
von Lactonen durch einen Koordination-Insertion-Mechanismus geeignet
ist. Der Katalysator beinhaltet Zinn(II)-, Zink-, Calciumcarboxylate,
Eisencarboxylate und Alkylaluminiumverbindungen.
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In
einer noch weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform ist das Polymer
der Behälterschicht
mit dem Polymer der Bindeschicht kompatibel. Die Behälterschicht
kann durch Abscheiden einer oder mehrerer sukzessiver Unterschichten
an Polymer über
die Bindeschicht ausgebildet werden. Jede Unterschicht an Polymer
kann die gleiche Zusammensetzung wie die vorherigen Behälter-Unterschicht
aufweisen oder jede Unterschicht kann hinsichtlich der Polymerzusammensetzung
unterschiedlich sein. Jede dieser sukzessiven Polymerschichten kann
ein oder mehrere biologisch wirksame Mittel enthalten.
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In
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
ist die medizinische Vorrichtung beispielsweise ein Stent, vaskuläres Transplantat-Schlauch-Material,
ein Blut-Sauerstoffgerät,
ein intravaskulärer
Ballon, ein Katheter, ein implantierbarer Impulsgenerator, eine
Elektrode, eine elektrische Leitung, Nähte, eine Weich- oder Hart-Ge webeprothese
oder ein künstliches
Organ. Die Behälterschicht
und die Bindeschicht können
eine oder mehrere Unterschichten mit einem oder mehreren Polylacton-Polymeren
beinhalten. Die Polymere können
ein Lacton-Copolymer sein, das Block-Copolymere mit mindestens einem
Polylacton-Block enthalten kann.
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In
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
weist die Behälterschicht
zwei oder mehrere Unterschichten mit den gleichen oder verschiedenen
Polymeren auf. Die Konzentration des (der) biologisch wirksamen
Mittel(s) in einer inneren Behälter-Unterschicht kann
zu der Konzentration des biologisch wirksamen Mittels in einer äußeren Behälter-Unterschicht
unterschiedlich sein.
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In
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
wird mindestens eine Grenz- oder Hautschicht über der Behälterschicht bereitgestellt.
Die Zusammensetzung der Grenz- oder Hautschicht kann von der Zusammensetzung
der äußersten
Behälterschicht-Unterschicht
verschieden sein.
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BESCHREIBUNG
DER FIGUREN
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1 zeigt
eine schematische Darstellung einer erfindungsgemäß beschichteten
Oberfläche.
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2 zeigt
eine schematische Darstellung des Mechanismus und der Struktur,
die bei der reaktiven Adsorption eines Alkoxysilan-Aktivierungsreagenzes
auf Oberflächen
mit Metalloxidgruppen beteiligt sind.
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3 zeigt
eine graphische Darstellung, die die Freisetzung eines biologisch
wirksamen Mittels aus einer erfindungsgemäß beschichteten Metalloberfläche zeigt.
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4 zeigt
eine graphische Darstellung, die die Freisetzung eines biologisch
wirksamen Mittels aus einer erfindungsgemäß beschichteten Metalloberfläche zeigt.
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5 zeigt
eine graphische Darstellung, die die Freisetzung von Dexamethason
aus erfindungsgemäß beschichteten
Metalloberflächen
zeigt.
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6 zeigt
eine graphische Darstellung, die das Profil der Freisetzungsrate
von CVT-313 aus erfindungsgemäßen beschichteten
Koronarstents zeigt.
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7 zeigt
eine graphische Darstellung, die die Freisetzungsrate für die gleichen
in 6 gezeigten Daten in einer Quadratwurzel der Zeit-Skala
zeigt.
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8 zeigt
eine graphische Darstellung, die das Profil der Freisetzungsrate
von CVT-313 aus erfindungsgemäß beschichteten
Metalloberflächen
zeigt.
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GENAUE BESCHREIBUNG
DER ERFINDUNG
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Wir
stellten fest, dass die Anforderungen an Polymerbeschichtungen,
die biologisch wirksame Verbindungen freisetzen, für implantierbare
medizinische Vorrichtungen durch Verwendung von Polymerbeschichtungen
auf Polyesterbasis erfüllt
werden können.
Die Polymerbeschichtung kann die Leistung der Vorrichtung durch
Bereitstellung einer biokompatiblen Grenzschicht zwischen der Oberfläche und
dem umgebenden Gewebe verbessern, während die biologische Reaktion
des Organismus, nämlich
die lokale Reaktion des umgebenden Gewebes, durch eine fortwährende Freisetzung
eines geeigneten biologisch wirksamen Mittels oder geeigneter biologisch
wirksamer Mittel moduliert werden kann. Wir stellten fest, dass
eine Polymerschicht mit geringem Profil, die nicht signifikant mechanische
Eigenschaften der Vorrichtung beeinflusst und ein lang anhaltendes
Matrixreservoir für
ein in gesteuerter Weise freizusetzendes biologisch wirksames Mittel
oder für
in gesteuerter Weise freizusetzende biologisch wirksame Mittel bereitstellt,
durch sukzessive Abscheidung von chemisch kompatiblen Polymeren
auf die Oberfläche
der implantierbaren Vorrichtung hergestellt werden kann. Zuerst
wird ein aktivierendes Silan-Derivat, das eine Grenzschicht zu der
Oberfläche
bildet, kovalent an die Oberfläche
gebunden, um die Oberfläche
zu aktivieren und geeignete funktionelle Gruppen bereitzustellen. Sodann
wird eine Polymer- (Binde-) Schicht kovalent an die aktivierende
Schicht gebunden. Die kovalente Bindung der ersten Polymer-Bindeschicht
stellt eine gute Adhäsion
von jeglichen darauf folgenden Polymer-Schichten an die Oberfläche der
Vorrichtung bereit. Dies ermöglicht
einen dünnen,
dauerhaften und kontinuierlichen Film mit einer Freisetzungsleistung,
die in einer reproduzierbaren Weise angepasst werden kann. Dieses
Verfahren ist für
eine Verwendung mit biokompatiblen, medizinisch anwendbaren Polymeren
anwendbar, was das Verfahren für
eine Beschichtung von medizinischen Vorrichtungen geeignet macht.
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Vor
einer Beschreibung der spezifischen erfindungsgemäßen Ausführungsformen
wird eine Reihe von Begriffen definiert.
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Der
Begriff „Alkylgruppe" betrifft eine einwertige
verzweigte oder unverzweigte gesättigte
Kohlenwasserstoffkette mit 1–20
Kohlenstoffatomen. Beispiele für
diesen Begriff sind Gruppen wie Methyl-, Ethyl-, n-Propyl-, Isopropyl-,
n-Butyl-, Isobutyl-, t-Butyl-,
n-Pentyl-, 2-Methylbutyl-, n-Hexyl-, n-Decyl-, Tetradecylgruppen und
dergleichen.
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Der
Begriff „substituierte
Alkylgruppe" betrifft:
(1) eine wie vorstehend definierte Alkylgruppe mit 1 bis 5 Substituenten,
vorzugsweise 1 bis 3 Substituenten, die ausgewählt sind aus der Gruppe, bestehend
aus Alkenyl-, Alkinyl-, Alkoxy-, Cycloalkyl-, Cycloalkenyl-, Acyl-,
Acylamino-, Acyloxy-, Amino-, Aminocarbonyl-, Alkoxycarbonylamino-,
Azid-, Cyan-, Halogen-, Hydroxy-, Keto-, Thiocarbonyl-, Carboxy-,
Carboxyalkyl-, Arylthio-, Heteroarylthio-, Heterocyclylthio-, Thiol-,
Alkylthio-, Aryl-, Aryloxy-, Heteroaryl-, Aminosulfonyl-, Aminocarbonylamino-,
Aminothiocarbonylamino-, Heteroaryloxy-, Heterocyclyl-, Heterocyclooxy-,
Hydroxyamino-, Alkoxyamino-, Nitro-, -SO-Alkyl-, -SO-Aryl-, -SO-Heteroaryl-,
-SO2-Alkyl-, -SO2-Aryl-
und -SO2-Heteroarylgruppen. Wenn nicht anderweitig
durch die Definition begrenzt, können
alle Substituenten gegebenenfalls weiter durch Alkyl-, Alkoxy-,
Halogen-, CF3-, Amino-, substituierte Amino-,
Cyangruppen oder -S(O)nR-Gruppen, worin
R eine Alkyl-, Aryl- oder Heteroarylgruppe ist und n den Wert 0,
1 oder 2 aufweist, substituiert sein; (2) eine wie vorstehend definierte
Alkylgruppe, die durch 1 bis 5 Atome oder Gruppen unterbrochen ist,
die unabhängig voneinander
ausgewählt
sind aus Sauerstoff-, Schwefelatom und -NRa-Gruppen,
worin Ra aus Wasserstoffatom, Alkyl-, Cycloalkyl-,
Alkenyl-, Cycloalkenyl-, Alkinyl-, Aryl-, Heteroaryl- und Heterocyclylgruppen
ausgewählt
ist. Alle Substituenten können
gegebenenfalls weiter durch Alkyl-, Alkoxy-, Halogen-, CF3-, Amino-, substituierte Amino-, Cyangruppen
oder -S(O)nR-Gruppen, worin R eine Alkyl-,
Aryl- oder Heteroarylgruppe ist und n den Wert 0, 1 oder 2 aufweist,
substituiert sein; oder (3) eine wie vorstehend definierte Alkylgruppe,
die sowohl 1 bis 5 wie vorstehend definierte Substituenten aufweist,
als auch durch 1 bis 5 wie vorstehend definierte Atome oder Gruppen
unterbrochen ist.
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Der
Begriff „Alkylengruppe" betrifft einen zweiwertigen
Rest einer verzweigten oder unverzweigten gesättigten Kohlenwasserstoffkette
mit vorzugsweise 1 bis 20 Kohlenstoffatomen, vorzugsweise 1 bis
10 Kohlenstoffatomen, mehr bevorzugt 1 bis 6 Kohlenstoffatomen.
Beispiele für
diesen Begriff sind Gruppen wie Methylen- (-CH2-),
Ethylengruppen (-CH2CH2-),
die Propylenisomere (z.B. -CH2CH2CH2- und -CH(CH3)CH2-) und dergleichen.
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Der
Begriff „substituierte
Alkylengruppe" betrifft:
(1) eine wie vorstehend definierte Alkylengruppe mit 1 bis 5 Substituenten,
die ausgewählt
sind aus der Gruppe, bestehend aus Alkyl-, Alkenyl-, Alkinyl-, Alkoxy-, Cycloalkyl-,
Cycloalkenyl-, Acyl-, Acylamino-, Acyloxy-, Amino-, Aminocarbonyl-,
Alkoxycarbonylamino-, Azid-, Cyan-, Halogen-, Hydroxy-, Keto-, Thiocarbonyl-,
Carboxy-, Carboxcyalkyl-, Arylthio-, Heteroarylthio-, Heterocyclylthio-,
Thiol-, Alkylthio-, Aryl-, Aryloxy-, Heteroaryl-, Aminosulfonyl-,
Aminocarbonylamino-, Aminothiocarbonylamino-, Heteroaryloxy-, Heterocyclyl-,
Heterocyclooxy-, Hydroxyamino-, Alkoxyamino-, Nitro-, -SO-Alkyl-,
-SO-Aryl-, -SO-Heteroaryl-, -SO2-Akyl-,
-SO2-Aryl- und -SO2-Heteroarylgruppen.
Wenn nicht anders durch die Definition begrenzt, können alle
Substituenten gegebenenfalls weiter durch Alkyl-, Alkoxy-, Halogen-,
CF3-, Amino-, substituierte Amino-, Cyangruppen
oder -S(O)nR-Gruppen, worin R eine Alkyl-,
Aryl- oder Heteroarylgruppe ist und n den Wert 0, 1 oder 2 aufweist,
substituiert sein; (2) eine wie vorstehend definierte Alkylengruppe,
die durch 1 bis 5 Atome oder Gruppen unterbrochen ist, die unabhängig voneinander
ausgewählt
sind aus Sauerstoff-, Schwefelatom und -NRa-Gruppen,
worin Ra aus Wasserstoffatom, gegebenenfalls
substituierten Alkyl-, Cycloalkyl-, Cycloalkenyl-, Aryl-, Heteroaryl-
und Heterocyclylgruppen ausgewählt
ist, oder Gruppen, ausgewählt
aus Carbonyl-, Carboxyester-, Carboxyamid- und Sulfonylgruppen;
oder (3) eine wie vorstehend definierte Alkylengruppe, die sowohl
1 bis 5 wie vorstehend definierte Substituenten aufweist, als auch
durch 1 bis 20 wie vorstehend definierte Atome unterbrochen ist.
Beispiele für
substituierte Alkylengruppen beinhalten Chlormethylen- (-CH(Cl)-),
Aminoethylen- (-CH(NH2)CH2-), Methylaminoethylengruppen
(-CH(NHMe)CH2-), 2-Carboxypropylenisomere
(-CH2CH(CO2H)CH2-), Ethoxyethyl- (-CH2CH2O-CH2CH2-),
Ethylmethylaminoethyl- (-CH2CH2N(CH3)CH2CH2-),
1-Ethoxy-2-(2-ethoxy-ethoxy)ethangruppen (-CH2CH2O-CH2CH2-OCH2CH2-OCH2CH2-) und dergleichen.
-
Der
Begriff „Aralkylgruppe" betrifft eine Arylgruppe,
die kovalent an eine Alkylengruppe gebunden ist, wobei Aryl- und
Alkylengruppen wie hier definiert sind. „Gegebenenfalls substituierte
Aralkylgruppe" betrifft eine
gegebenenfalls substituierte Arylgruppe, die kovalent an eine gegebenenfalls
substituierte Alkylengruppe gebunden ist. Beispiele für solche
Aralkylgruppen sind Benzyl-, Phenylethyl-, 3-(4-Methoxyphenyl)propylgruppen
und dergleichen.
-
Der
Begriff „Alkoxygruppe" betrifft die Gruppe
R-O-, worin R eine gegebenenfalls substituierte Alkyl- oder gegebenenfalls
substituierte Cycloalkylgruppe ist oder R die Gruppe -Y-Z ist, worin
Y eine gegebenenfalls substituierte Alkylengruppe ist und Z eine
gegebenenfalls substituierte Alkenyl-, gegebenenfalls substituierte Alkinyl-,
oder gegebenenfalls substituierte Cycloalkenylgruppe ist, worin
Alkyl-, Alkenyl-, Alkinyl-, Cycloalkyl- und Cycloalkenylgruppen
wie hier definiert sind. Bevorzugte Alkoxygruppen sind gegebenenfalls
substituierte Alkyl-O-Gruppen und beinhalten beispielsweise Methoxy-,
Ethoxy-, n-Propoxy-, Iso-Propoxy-, n-Butoxy-, tert-Butoxy-, sec-Butoxy-,
n-Pentoxy-, n-Hexyloxy-, 1,2-Dimethylbutoxy-, Trifluormethoxygruppen
und dergleichen.
-
Der
Begriff „Alkenylgruppe" betrifft einen einwertigen
Rest einer verzweigten oder unverzweigten ungesättigten Kohlenwasserstoffgruppe
mit vorzugsweise 2 bis 20 Kohlenstoffatomen, mehr bevorzugt 2 bis
10 Kohlenstoffatomen und noch mehr bevorzugt 2 bis 6 Kohlenstoffatomen
und 1 bis 6, vorzugsweise einer Doppelbindung (Vinylgruppe). Bevorzugte
Alkenylgruppen beinhalten Ethenyl- oder Vinylgruppe (-CH=CH2), 1-Propylen- oder Allylgruppe (-CH2CH=CH2), Isopropylengruppe
(-C(CH3)=CH2), Bicyclo[2.2.1]heptengruppe und
dergleichen. Falls die Alkenylgruppe an ein Stickstoffatom gebunden
ist, kann die Doppelbindung nicht alpha-ständig zu dem Stickstoffatom
sein.
-
Der
Begriff „substituierte
Alkenylgruppe" betrifft
eine wie vorstehend definierte Alkenylgruppe mit 1 bis 5 und vorzugsweise
1 bis 3 Substituenten, die ausgewählt sind aus der Gruppe, bestehend
aus Alkyl-, Alkenyl-, Alkinyl-, Alkoxy-, Cycloalkyl-, Cycloalkenyl-,
Acyl-, Acylamino-, Acyloxy-, Amino-, Aminocarbonyl-, Alkoxycarbonylamino-,
Azid-, Cyan-, Halogen-, Hydroxy-, Keto-, Thiocarbonyl-, Carboxy-,
Carboxyalkyl-, Arylthio-, Heteroarylthio-, Heterocyclylthio-, Thiol-,
Alkylthio-, Aryl-, Aryloxy-, Heteroaryl-, Aminosulfonyl-, Aminocarbonylamino-,
Aminothiocarbonylamino-, Heteroaryloxy-, Heterocyclyl-, Heterocyclooxy-,
Hydroxyamino-, Alkoxyamino-, Nitro-, -SO-Alkyl-, -SO-Aryl-, -SO-Heteroaryl-,
-SO2-Alkyl-, -SO2-Aryl-
und -SO2-Heteroarylgruppen. Alle Substituenten
können
gegebenenfalls weiter durch Alkyl-, Alkoxy-, Halogen-, CF3-, Amino-, substituierte Amino-, Cyangruppen
oder -S(O)nR-Gruppen, worin R eine Alkyl-, Aryl-
oder Heteroarylgruppe ist und n den Wert 0, 1 oder 2 aufweist, substituiert
sein.
-
Der
Begriff „Alkinylgruppe" betrifft einen einwertigen
Rest einer ungesättigten
Kohlenwasserstoffgruppe mit vorzugsweise 2 bis 20 Kohlenstoffatomen,
mehr bevorzugt 2 bis 10 Kohlenstoffatomen und noch mehr bevorzugt
2 bis 6 Kohlenstoffatomen und mit mindestens einer und vorzugsweise
1 bis 6 Stellen einer acetylenischen Ungesättigtheit (Dreifachbindung).
Bevorzugte Alkinylgruppen beinhalten Ethinylgruppe (-C≡CH), Propargylgruppe
(oder Prop-1-yn-3-yl-Gruppe, -CH2C=CH) und
dergleichen. Für
den Fall, dass die Alkinylgruppe an ein Stickstoffatom gebunden
ist, kann die Dreifachbindung nicht alpha-ständig zu dem Stickstoffatom
sein.
-
Der
Begriff „substituierte
Alkinylgruppe" betrifft
eine wie vorstehend definierte Alkinylgruppe mit 1 bis 5 und vorzugsweise
1 bis 3 Substituenten, die ausgewählt sind aus der Gruppe, bestehend
aus Alkyl-, Alkenyl-, Alkinyl-, Alkoxy-, Cycloalkyl-, Cycloalkenyl-,
Acyl-, Acylamino-, Acyloxy-, Amino-, Aminocarbonyl-, Alkoxycarbonylamino-,
Azid-, Cyan-, Halogen-, Hydroxy-, Keto-, Thiocarbonyl-, Carboxy-,
Carboxyalkyl-, Arylthio-, Heteroarylthio-, Heterocyclylthio-, Thiol-,
Alkylthio-, Aryl-, Aryloxy-, Heteroaryl-, Aminosulfonyl-, Aminocarbonylamino-,
Aminothiocarbonylamino-, Heteroaryloxy-, Heterocyclyl-, Heterocyclooxy-,
Hydroxyamino-, Alkoxyamino-, Nitro-, -SO-Alkyl-, -SO-Aryl-, -SO-Heteroaryl-,
-SO2-Alkyl-, -SO2-Aryl-
und -SO2-Heteroarylgruppen. Alle Substituenten
können
gegebenenfalls weiter durch Alkyl-, Alkoxy-, Halogen-, CF3-, Amino-, substituierte Amino-, Cyangruppen
oder -S(O)nR-Gruppen, worin R eine Alkyl-, Aryl-
oder Heteroarylgruppe ist und n den Wert 0, 1 oder 2 aufweist, substituiert
sein.
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Der
Begriff „Arylgruppe" betrifft eine aromatische
carbocyclische Gruppe mit 6 bis 20 Kohlenstoffatomen und einem einzigen
Ring (z.B. Phenylgruppe) oder mehreren Ringen (z.B. Biphenylgruppe)
oder mehreren kondensierten (fusionierten) Ringen (z.B. Naphthyl-
oder Anthrylgruppe). Bevorzugte Arylgruppen beinhalten Phenyl-,
Naphthylgruppen und dergleichen.
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Wenn
nicht anders durch die Definition des Arylsubstituenten eingeschränkt, können solche
Arylgruppen gegebenenfalls mit 1 bis 5, vorzugsweise 1 bis 3 Substituenten
substituiert sein, die ausgewählt
sind aus der Gruppe, bestehend aus Alkyl-, Alkenyl-, Alkinyl-, Alkoxy-,
Cycloalkyl-, Cycloalkenyl-, Acyl-, Acylamino-, Acyloxy-, Amino-,
Aminocarbonyl-, Alkoxycarbonylamino-, Azid-, Cyan-, Halogen-, Hydroxy-,
Keto-, Thiocarbonyl-, Carboxy-, Carboxyalkyl-, Arylthio-, Heteroarylthio-,
Heterocyclylthio-, Thiol-, Alkylthio-, Aryl-, Aryloxy-, Heteroaryl-,
Aminosulfonyl-, Aminocarbonylamino-, Aminothiocarbonylamino-, Heteroaryloxy-,
Heterocyclyl-, Heterocyclooxy-, Hydroxyamino-, Alkoxyamino-, Nitro-,
-SO-Alkyl-, -SO-Aryl-, -SO-Heteroaryl-, -SO2-Alkyl-, -SO2-Aryl- und -SO2-Heteroarylgruppen.
Alle Substituenten können
gegebenenfalls weiter durch Alkyl-, Alkoxy-, Halogen-, CF3-, Amino-, substitu ierte Amino-, Cyangruppen
oder -S(O)nR-Gruppen, worin R eine Alkyl-, Aryl-
oder Heteroarylgruppe ist und n den Wert 0, 1 oder 2 aufweist, substituiert
sein.
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Der
Begriff „Aryloxygruppe" betrifft die Gruppe
Aryl-O-, worin die Arylgruppe wie vorstehend definiert ist und gegebenenfalls
substituierte Arylgruppen wie ebenfalls vorstehend definiert beinhaltet.
Der Begriff „Arylthiogruppe" betrifft die Gruppe
R-S-, worin R wie vorstehend für
Arylgruppe definiert ist.
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Der
Begriff „Aminogruppe" betrifft die Gruppe
-NH2.
-
Der
Begriff „substituierte
Aminogruppe" betrifft
die Gruppe -NRR, worin jede Gruppe R unabhängig ausgewählt ist aus der Gruppe, bestehend
aus Wasserstoffatom, Alkyl-, Cycloalkyl-, Carboxyalkyl- (beispielsweise
Benzyloxycarbonyl-), Aryl-, Heteroaryl- und Heterocyclylgruppen,
mit der Maßgabe,
dass beide R-Gruppen nicht Wasserstoffatome sind, oder einer Gruppe
-Y-Z, worin Y eine gegebenenfalls substituierte Alkylengruppe ist
und Z eine Alkenyl-, Cycloalkenyl- oder Alkinylgruppe ist. Alle
Substituenten können
gegebenenfalls weiter durch Alkyl-, Alkoxy-, Halogen-, CF3-, Amino-, substituierte Amino-, Cyangruppen
oder -S(O)nR-Gruppen, worin R eine Alkyl-,
Aryl- oder Heteroarylgruppe ist und n den Wert 0, 1 oder 2 aufweist,
substituiert sein.
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Der
Begriff „Halogenatom" oder „Halogengruppe" betrifft Fluor-,
Brom-, Chlor- oder Iodatome.
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Der
Begriff „Acylgruppe" bezeichnet die Gruppe
-C(O)R, worin R Wasserstoffatom, eine gegebenenfalls substituierte
Alkyl-, gegebenenfalls substituierte Cycloalkyl-, gegebenenfalls
substituierte Heterocyclyl-, gegebenenfalls substituierte Aryl-
oder gegebenenfalls substituierte Heteroarylgruppe ist.
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Der
Begriff „Heteroarylgruppe" betrifft eine aromatische
Gruppe (d.h. ungesättigte
Gruppe), die 1 bis 15 Kohlenstoffatome und 1 bis 4 Heteroatome,
ausgewählt
aus Sauerstoff-, Stickstoff- und Schwefelatom, innerhalb mindestens
eines Ringes umfasst.
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Wenn
nicht durch die Definition des Heteroarylsubstituenten anderweitig
begrenzt, können
solche Heteroarylgruppen gegebenenfalls mit 1 bis 5, vorzugsweise
1 bis 3 Substituenten substituiert sein, die ausgewählt sind
aus der Gruppe, bestehend aus Alkyl-, Alkenyl-, Alkinyl-, Alkoxy-,
Cycloalkyl-, Cycloalkenyl-, Acyl-, Acylamino-, Acyloxy-, Amino-,
Aminocarbonyl-, Alkoxycarbonylamino-, Azid-, Cyan-, Halogen-, Hydroxy-,
Keto-, Thiocarbonyl-, Carboxy-, Carboxyalkyl-, Arylthio-, Heteroarylthio-,
Heterocyclylthio-, Thiol-, Alkylthio-, Aryl-, Aryloxy-, Heteroaryl-,
Aminosulfonyl-, Aminocarbonylamino-, Aminothiocarbonylamino-, Heteroaryloxy-, Heterocyclyl-,
Heterocyclooxy-, Hydroxyamino-, Alkoxyamino-, Nitro-, -SO-Alkyl-,
-SO-Aryl-, -SO-Heteroaryl-, -SO2-Alkyl-, -SO2-Aryl-
und -SO2-Heteroarylgruppen. Alle Substituenten
können
gegebenenfalls weiter durch Alkyl-, Alkoxy-, Halogen-, CF3-, Amino-, substituierte Amino-, Cyangruppen
oder -S(O)nR-Gruppen, worin R eine Alkyl-,
Aryl- oder Heteroarylgruppe ist und n den Wert 0, 1 oder 2 aufweist,
substituiert sein. Solche Heteroarylgruppen können einen einzigen Ring (z.B.
Pyridyl- oder Furylgruppe) oder mehrere kondensierte Ringe (z.B.
Indolizinyl-, Benzothiazolyl- oder Benzothienylgruppe) aufweisen.
Beispiele für
Stickstoff-Heterocyclen und Heteroarylgruppen enthalten in nicht
begrenzender Weise Pyrrol-, Imidazol-, Pyrazol-, Pyridin-, Pyrazin-, Pyrimidin-,
Pyridazin-, Indolizin-, Isoindol-, Indol-, Indazol-, Purin-, Chinolizin-,
Isochinolin-, Chinolin-, Phthalazin-, Naphthylpyridin-, Chinoxalin-,
Chinazolin-, Cinnolin-, Pteridin-, Carbazol-, Carbolin-, Phenanthridin-,
Acridin-, Phenanthrolin-, Isothiazol-, Phenazin-, Isoxazol-, Phenoxazin-,
Phenothiazin-, Imidazolidin-, Imidazolingruppen und dergleichen,
sowie N-Alkoxy-Stickstoff-enthaltende Heteroarylverbindungen.
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„Optional" oder „gegebenenfalls" bedeutet, dass das
darauf folgend beschriebene Ereignis oder der darauf folgend beschriebene
Umstand auftreten oder nicht auftreten kann und dass die Beschreibung
Falle enthält,
bei denen das Ereignis oder der Umstand auftritt, und Fälle enthält, bei
denen dies nicht der Fall ist.
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Der
Begriff „Homopolymer" betrifft ein Polymer,
das von einer Monomer-Spezies abgeleitet ist.
-
Der
Begriff „Copolymer" betrifft ein Polymer,
das von mehr als einer Monomerspezies abgeleitet ist.
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Der
Begriff „statistisches
Copolymer" betrifft
ein Copolymer, das aus Malcromolekülen besteht, bei denen die
sequenzielle Verteilung der monomerischen Einheiten bekannten statistischen
Gesetzen gehorcht, z.B. folgt die sequenzielle Verteilung von Monomer-Einheiten
der Markov-Statistik.
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Der
Begriff „Block-Copolymer" betrifft ein Polymer,
das aus Makromolekülen
aufgebaut ist, die aus einer linearen Sequenz von Blöcken bestehen,
wobei der Begriff „Block" einen Teil eines
Makromoleküls
betrifft, der viele aufbauende Einheiten umfasst und mindestens
ein Merkmal aufweist, das nicht in dem benachbarten Teil vorhanden
ist.
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Der
Begriff „Polymer-Matrix" betrifft alle Polymer-Schichten
oder -Unterschichten auf der Oberfläche. Dies kann aktivierende
Schichten, Bindeschichten, Behälterschichten
und/oder Grenzschichten umfassen.
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Der
Begriff „amphiphiles
Copolymer" betrifft
ein Polymer mit sowohl hydrophilen (wasserlöslichen), als auch hydrophoben
(wasserunlöslichen)
Segmenten.
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Der
Begriff „Polyester" betrifft ein Polymer
mit Struktureinheiten, die durch Esterbindungen verbunden sind,
umfassend Polyester, die von Dicarbonsäuren und Diolen oder von Hydroxyalkansäuren durch
Polykondensation erhalten werden, und enthält Polylactone, die durch Ringöffnungspolymerisation
von Lactonen erhalten werden wie Polyglycolide, Polylactide, Polycaprolacton
und verwandte Copolymere.
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Der
Begriff „Oberfläche" betrifft Oberflächen aus
beispielsweise Edelstahl, Titan oder Tantal mit Oxidgruppen auf
ihrer Oberfläche,
sowie andere Oberflächen
aus beispielsweise Polymeren oder Glas mit Hydroxygruppen oder anderen
funktionellen Gruppen, die in Hydroxygruppen transformiert werden
können,
auf ihren Oberflächen.
Die Oberfläche
kann eine jegliche Form aufweisen und kann Teil einer jeglichen
medizinischen Vorrichtung sein. Beispiele für solche Vorrichtungen beinhalten
sowohl implantierbare, wie auch extrakorporale Vorrichtungen wie
vaskuläres
Transplantat-Schlauchmaterial, Blut-Sauerstoffapparate, intravaskuläre Ballons, Katheter,
implantierbare Impulsgeneratoren, Elektroden, elektrische Leitungen,
Stents, Nähte,
Weich- oder Hartgewebeprothesen, künstliche Organe und dergleichen.
Ferner gibt es möglicherweise
viele Anwendungen für
die beschichtete Oberfläche
außerhalb
des medizinischen Gebiets. Dementsprechend wird der Fachmann erkennen,
dass die beschriebene Erfindung auf viele medizinische Vorrichtungen
und in Gebieten außerhalb der
Medizin, bei denen eine erfindungsgemäße Polymerbeschichtete Oberfläche hilfreich
sein kann, angewendet werden kann.
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Eine
erfindungsgemäße Beschichtungszusammensetzung
wird vorzugsweise für
eine Beschichtung einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung
verwendet, die eine Biegung oder Ausdehnung im Verlauf ihrer Implantation
oder Verwendung in vivo durchläuft.
Die Begriffe „Biegung" und „Ausdehnung" wie hier im Hinblick
auf implantierbare Vorrichtungen verwendet, betreffen eine Vorrichtung
oder einen Teil davon, der entweder im Verlauf der Einbringung oder
sodann im Verlauf einer Verwendung in vivo gebogen (beispielsweise
um mindestens etwa 30° oder
mehr) und/oder ausgedehnt (z.B. um mehr als das anfängliche
Ausmaß)
wird.
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Stents
sollen mechanisch das Kollabieren und den erneuten Verschluss der
Koronararterien verhindern. Die Beschichtungszusammensetzung kann
auch verwendet werden, um Stents zu beschichten, die typischerweise
aus Materialien wie Edelstahl oder Tantal gefertigt werden. Eine
Vielzahl von Stentkonfigurationen sind bekannt, einschließlich in
nicht begrenzender Weise Stents aus einer Formgedächtnislegierung,
expansionsfähige
Stents und in situ-gebildete Stents, z.B. entweder selbst-erweiternde
Stents (wie die Wallstent-Varietät)
oder Ballon-erweiterbare Stents (wie sie in einer Vielzahl von Gestaltungen
verfügbar
sind, beispielsweise Gianturco-Roubin,
Palmaz-Shatz, Wiktor, Strecker, ACS Multi-Link, Cordis, AVE Micro
Stent). Andere geeignete Metalle für solche Stents beinhalten
Gold, Molybdän-Rhenium-Legierung, Platin-Iridium-Legierung
und Kombinationen davon; vgl. beispielsweise
US-PS 4,733,655 ,
US-PS 4,800,882 und
US-PS 4,886,062 .
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Die
Polymerbeschichtung oder -beschichtungszusammensetzung auf der Oberfläche kann
aus mehreren Schichten bestehen. Die Oberfläche in 1 weist
eine erste Schicht (als A in 1 gezeigt)
auf, die hier als die Oberflächen-aktivierende
Schicht bezeichnet wird und aus Silanpolymer-Derivaten aufgebaut
ist, die kovalent an die Oberfläche
gebunden sind. Eine zweite Schicht (als B in 1 gezeigt),
die hier als die Bindeschicht bezeichnet wird, ist aus einem Polylacton
aufgebaut, das kovalent an die chemischen Gruppen gebunden ist,
die durch das Silanpolymer in der Oberflächen-aktivierenden Schicht
bereitgestellt werden. Eine dritte Schicht (als C(1) in 1 gezeigt),
die hier als die Behälterschicht
bezeichnet wird, ist auf der Oberfläche der Bindeschicht abgeschieden.
Die Behälterschicht
kann gegebenenfalls aus einer oder mehreren Unterschichten des gleichen
oder verschiedener Polymere aufgebaut sein. Die Bindeschicht und
die Beschichtungsschicht können
gegebenenfalls ein oder mehrere biologisch wirksame Verbindungen
enthalten, die freisetzbar in der Polymer-Matrix dispergiert sind.
Sobald die beschichtete Oberfläche
in eine wässrige
Umgebung, typischerweise Körperflüssigkeiten
wie Blut, Lymphflüssigkeit
oder extrazelluläre
Flüssigkeiten,
gegeben wird, werden die biologisch wirksamen Verbindungen in die
wässrige
Umgebung freigesetzt. Die Zusammenset zung der Bindeschicht und der
Behälterschicht
kann beispielsweise angepasst werden, um eine gesteuerte Freisetzung
dieser Verbindungen in das umgebende wässrige Medium bereitzustellen
und/oder um die Gewebereaktion gegenüber des Vorhandenseins der
Vorrichtung zu modifizieren, beispielsweise, um die Oberfläche thromboresistent
zu machen. Die beschichtete Oberfläche kann aus zwei oder mehreren
Unterschichten mit unterschiedlichen Funktionen aufgebaut sein und
gegebenenfalls kann die oberste Schicht als eine Grenz- oder Hautschicht
fungieren (als C(2) in 1 gezeigt).
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Die
Grenz- oder Hautschicht kann für
eine Steuerung der Freisetzung von biologisch wirksamen Mitteln
aus der Polymer-Matrix eingesetzt werden. Beispielsweise kann, falls
eine einzige Polymer-Matrix-Behälterschicht
auf der Oberfläche
ausgebildet wird, eine Hautschicht des gleichen Polymers, das in
der Behälterschicht
verwendet wird, auf die Behälterschicht
aufgetragen werden. Diese Hautschicht kann entweder frei von einem
biologisch wirksamen Mittel sein oder sie kann eine viel geringere
Beladung mit dem biologisch wirksamen Mittel aufweisen als die Behälterschicht
und würde
daher als Diffusionsbarriere für
das biologisch wirksame Mittel fungieren.
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Die
Hautschicht kann auch zu der Behälterschicht
verschiedene Eigenschaften aufweisen wie Kristallinität oder Löslichkeit
in Lösungsmitteln.
Somit ist es möglich,
eine Hautschicht unter Verwendung von Lösungsmitteln aufzutragen, die
nicht die darunter liegende Behälterschicht
lösen und/oder
das eingebaute biologisch wirksame Mittel herauslösen.
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Eine
Hautschicht aus einem hydrophoben Polymer kann eine bessere Freisetzungssteuerung
für hydrophile
biologisch wirksame Mittel (oder Mittel mit einer großen Löslichkeit
in Wasser) bereitstellen als eine hydrophile Haut. Ein hydrophiles
Polymer in der Hautschicht würde
eine Aufnahme von Wasser in die Behälterschicht erleichtern, die
Hydratations-Konzentration der löslichen
Fraktion erhöhen
und somit die Freisetzung beschleunigen. Auf der anderen Seite könnte, falls
die Beladung mit dem Mittel in der Behälterschicht hoch und in der
Nähe der
Perkolationsgrenze ist, eine einzige hydrophile Hautschicht nicht
eine ausreichende Freisetzungssteuerung bereitstellen.
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Die äußerste Haut-
oder Grenzschicht kann mehr als eine Unterschicht umfassen. Die
innerste Unterschicht der Hautschicht kann hydrophob sein. Es kann
eine hyd rophile Unterschicht auf der Außenseite der innersten Haut-Unterschicht
geben, die eine biokompatible, nicht-adsorptive oder anderweitig
biospezifische Grenzfläche
zwischen der Vorrichtung und der Gewebeumgebung, in die die Vorrichtung
eingefügt
wird, bereitstellen würde.
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Die
erfindungsgemäß verwendbaren
biologisch wirksamen (z.B. pharmazeutischen) Mittel beinhalten nahezu
eine jegliche therapeutische Substanz, die wünschenswerte therapeutische
Eigenschaften für
eine Anwendung an der Implantationsstelle aufweist. Wie hier verwendet,
betrifft „biologisch
wirksames Mittel" ein
einziges biologisch wirksames Mittel oder mehrere biologisch wirksame
Mittel. Es ist vorgesehen, dass ein oder mehrere biologisch wirksame
Mittel freisetzbar mit den Polymeren auf der Oberfläche assoziiert
sein können. Diese
Mittel umfassen in nicht begrenzender Weise: Thrombininhibitoren,
Antithrombotika, Thrombolytilca (wie Faktor Xa-Inhibitoren), Fibrinolytika,
Vasospasmus-Inhibitoren, Calciumkanalblocker-, Vasodilatatoren,
Antihypertensiva, antimikrobielle Mittel, Antibiotika, Inhibitoren
von Oberflächen-Glycoprotein-Rezeptoren,
Blutplättchenhemmer,
Antimethotika, Mikrotubulus-Inhibitoren, antisekretorische Mittel,
Actininhibitoren, Remodeling-Inhibitoren,
Antisense-Nukleotide, Antimetaboliten, antiproliferative Mittel
(wie E2F-Antisense-Verbindungen, Rapamycin (Sirolimus), Tacrolimus,
Taxol, Paclitaxol, Cyclin-abhängige
Kinase-Inhibitoren), Chemotherapeutika gegen Krebs, antiphlogistische
Steroide oder nicht-steroidale Antiphlogistika, Immunsuppressiva, Wachstumshormon-Antagonisten
(wie PDGF-Rezeptor-Tyrosin-Kinase-Inhibitoren), Wachstumsfaktoren,
Dopamin-Agonisten, Radiotherapeutika, Peptide, Proteine, Enzyme,
extrazelluläre
Matrix-Komponenten, ACE-Inhibitoren, Radikalfänger, Chelatoren, Antioxidanzien,
Antipolymerasen, Ribozyme, antivirale Mittel, Mittel für die photodynamische
Therapie und Mittel für
die Gentherapie.
-
Ein
bevorzugtes biologisch wirksames Mittel ist eine Verbindung der
nachstehenden Formel:
-
Diese
Verbindung, ein antiproliferatives Mittel, das allgemein als CVT-313
bekannt ist, wird als 2-{(2-Hydroxyethyl)-[9-isopropyl-6-(4-methoxybenzylamino)-9H-purin-2-yl]-amino}-ethanol
bezeichnet oder ist auch als 2-Diethanolamino-6-(4-methoxybenzylamino)-9-isopropylpurin
bekannt. Sie ist in der
US-PS 5,866,702 beschrieben.
-
Andere
Verbindungen innerhalb des Umfangs von entweder WO 08/05335 oder
WO 00/44750 beinhalten
2-[[6-(4-Chlorbenzylamino)-9-isopropyl-9H-purin-2-yl]-(2-hydroxcyethyl)-amino]-ethanol, auch bekannt
als 6-(4-Chlorbenzylamino)-[bis-(2-hydroxyethylamino)]-9-isopropylpurin;
N2-(2-Aminoethyl)-N6-(4-chlorbenzyl)-9-isopropyl-9H-purin-2,6-diamin,
auch bekannt als 2-(2-Aminoethylamino)-6-(4-chlorbenzylamino)-9-isopropylpurin;
2-[(6-(2,5-Difluorbenzylamino)-9-isopropyl-9H-purin-2-yl]-(2-hydroxyethyl)-amino]-ethanol, auch bekannt
als 6-[(2,5-Difluorphenyl)methylamino]-2-(bis-(2-hydroxyethylamino)]-9-isopropylpurin;
2-[6-(2,5-Difluorbenzylamino)-9-isopropyl-9H-purin-2-ylamino]-3-methyl-butan-1-ol, auch bekannt
als 6-[(2,5-Difluorphenyl)methylamino]-2-(1-hydroxymethyl-2-methylethylamino)-9-isopropylpurin;
2-{(6-(4-Bromphenylamino)-9-isopropyl-9H-purin-2-yl]-(2-hydroxyethyl)-amino}-ethanol, auch bekannt
als 6-(4-Bromphenylamino)-2-[bis-(2-hydroxyethylamino))-9-isopropylpurin;
2-{(2-Hydroxyethyl)-[9-isopropyl-6-(chinolin-3-ylamino)-9H-purin-2-yl]-amino}-ethanol, auch bekannt
als 6-(Chinolin-3-ylamino)-2-[bis-(2-hydroxyethylamino)]-9-isopropylpurin;
N2-(2-Aminopropyl)-N6-(4-chlorbenzyl)-9-isopropyl-9H-purin-2,6-diamin,
auch bekannt als 2-(2-Aminopropylamino)-6-(4-chlorbenzylamino)-9-isopropylpurin;
und
3-{[2-(2-Aminoethylamino)-9-isopropyl-9H-purin-6-ylamino]-methyl}-benzoesäure.
-
Andere
bevorzugte biologisch wirksame Mittel sind Adenosin-A2a-Rezeptor-Agonisten,
von denen bekannt ist, dass sie die Migration von Endothelzellen
verstärken
und ein Wachstum von Zellen der glatten Muskulatur verhindern. Beispiele
für diese
Verbindungen sind durch die nachstehenden Formeln angegeben und im
Detail in den genannten Patenten und Patentanmeldungen beschrieben.
bekannt
als (1-{9-[(4S,2R,3R,5R)-3,4-Dihydroxy-5-(hydroxymethyl)-oxolan-2-yl]-6-aminopurin-2-yl}pyrazol-4-yl)-N-propylcarboxamid,
auch bekannt als 2-(4-Propylaminocarbonylpyrazol-1-yl)adenosin;
bekannt
als (1-{9-[(4S,2R,3R,5R)-3,4-Dihydroxy-5-(hydroxymethyl)-oxolan-2-yl]-6-aminopurin-2-yl}pyrazol-4-yl)-N-methylcarboxamid,
auch bekannt als 2-(4-Methylaminocarbonylpyrazol-1-yl)adenosin;
bekannt
als (4S,2R,3R,5R)-2-{6-Amino-2-[1-benzylpyrazol-4-yl]purin-9-yl}-5-(hydroxymethyl)oxolan-3,4-diol;
bekannt
als (4S,2R,3R,5R)-2-[6-Amino-2-(3-phenoxyprop-1-inyl)-purin-9-yl]-5-(hydroxymethyl)-oxolan-3,4-diol;
und
-
Die
Substituenten für
die vorstehende Struktur aus der WO 00/78776 weisen die nachstehenden
Definitionen auf:
X ist eine S-, O- oder NR5-Gruppe,
R1 ist eine -CH2OH-
oder -C(=O)NR7R8-Gruppe,
R2, R3, R4 und
R5 sind jeweils unabhängig voneinander ausgewählt aus
der Gruppe, bestehend aus Wasserstoff-, Halogenatom, NO2-,
CF3-, CN-, OR20-,
SR20-, N(R20)2-, S(O)R22-, SO2R22-, SO2N(R20)2-,
SO2NR20COR22-, SO2NR20CO2R22-,
SO2NR20CON(R20)2-, N(R20)2-, NR20COR22-, NR20CO2R22-,
NR20CON(R20)2-, NR20C(NR20)NHR23-, COR20-, CO2R20-, CON(R20)2-, CONR20SO2R22-, NR20SO2R22-,
OCONR20SO2R22-, OC(O)R20-, C(O)OCH2OC(O)R20-, OCON(R20)2-, C1-15-Alkyl-,
C2-15-Alkenyl-, C2-15-Alkinyl-,
Heterocyclyl-, Aryl- und Heteroarylgruppen, worin die Alkyl-, Alkenyl-,
Alkinyl-, C1-15-Alkoxy-, Aryl-, Heterocyclyl-
und Heteroarylgruppen gegebenenfalls mit 1 bis 3 Substituenten substituiert
sind, die unabhängig
voneinander ausgewählt sind
aus der Gruppe, bestehend aus Halogenatom, NO2-,
Heterocyclyl-, Aryl-, Heteroaryl-, CF3-,
CN-, OR20-, SR20-,
N(R20)2-, S(O)R22-, SO2R22-, SO2N(R20)2-, SO2NR20COR22-,
SO2NR20CO2R22-, SO2NR20CON(R20)2-, N(R20)2-, NR20COR22-, NR20CO2R22-,
NR20CON(R20)2-, NR20C(NR20)NHR23-, COR20-, CO2R20-, CON(R20)2-, CONR20SO2R22-, NR20SO2R22-,
OCONR20SO2R22-, OC(O)R20-, C(O)OCH2OC(O)R20- und OCON(R20)2-Gruppen, und worin
jeder optionale Heteroaryl-, Aryl- und Heterocyclylsubstituent weiter
gegebenenfalls mit Halogenatom, NO2-, Alkyl-,
CF3-, Amino-, Mono- oder Dialkylamino-,
Alkyl- oder Aryl- oder Heteroarylamid-, NCOR22-,
NR20SO2R22-, COR20-, CO2R20-, CON(R20)2-, NR20CON(R20)2-, OC(O)R20-, OC(O)N(R20)2-, SR20-, S(O)R22-, SO2R22-, SO2N(R20)2-,
CN- oder OR20-Gruppe substituiert ist,
R7 und R8 sind jeweils
unabhängig
voneinander ausgewählt
aus H-Atom und C1-15-Alkylgruppe, die gegebenenfalls mit
1 bis 2 Substituenten substituiert ist, die unabhängig voneinander
ausgewählt
sind aus der Gruppe, bestehend aus Halogenatom, NO2-,
Heterocyclyl-, Aryl-, Heteroaryl-, CF3-,
CN-, OR20-, SR20-,
N(R20)2-, S(O)R22-, SO2R22-, SO2N(R20)2-, SO2NR20COR22-,
SO2NR20CO2R22-, SO2NR20CON(R20)2-, N(R20)2-, NR20COR22-, NR20CO2R22-,
NR20CON(R20)2-, NR20C(NR20)NHR23-, COR20-, CO2R20-, CON(R20)2-, CONR20SO2R22-, NR20SO2R22-, OCONR20SO2R22-,
OC(O)R20-, C(O)OCH2OC(O)R20- und OCON(R20)2-Gruppen, und jeder optionale Heteroaryl-,
Aryl- und Heterocyclylsubstituent weiter gegebenenfalls mit Halogenatom,
NO2-, Alkyl-, CF3-,
Amino-, Monoalkylamino- oder Dialkylamino-, Alkylamid-, Arylamid- oder Heteroarylamid-,
NCOR22-, NR20SO2R22-, COR20-, CO2R20-, CON(R20)2-, NR20CON(R20)2-, OC(O)R20-, OC(O)N(R20)2-, SR20-, S(O)R22-, SO2R22-, SO2N(R20)2-, CN- und OR20-Gruppe
substituiert ist,
R20 ist ausgewählt aus
der Gruppe, bestehend aus H-Atom, C1-15-Alkyl-,
C2-15-Alkenyl-, C2-15-Alkinyl-,
Heterocyclyl-, Aryl- und Heteroarylgruppen, wobei die Alkyl-, Alkenyl-,
Alkinyl-, Heterocyclyl-, Aryl- und Heteroarylgruppen jeweils gegebenenfalls
mit 1 bis 3 Substituenten substituiert sind, die unabhängig voneinander
ausgewählt sind
aus Halogenatom, Alkyl-, Mono- oder Dialkylamino-, Alkyl- oder Aryl- oder Heteroarylamid-,
CN-, O-C1-6-Alkyl-, CF3-,
Aryl- und Heteroarylgruppen, und
R22 ist
ausgewählt
aus der Gruppe, bestehend aus C1-15-Alkyl-,
C2-15-Alkenyl-, C2-15-Alkinyl-, Heterocyclyl-,
Aryl- und Heteroarylgruppen, wobei die Alkyl-, Alkenyl-, Alkinyl-,
Heterocyclyl-, Aryl- und Heteroarylgruppen jeweils gegebenenfalls
mit 1 bis 3 Substituenten substituiert sind, die unabhängig voneinander
ausgewählt
sind aus Halogenatom, Alkyl-, Mono- oder Dialkylamino-, Alkyl- oder
Aryl- oder Heteroarylamid-, CN-, -O-C1-6-Alkyl-, CF3- und Heteroarylgruppen.
-
In
einer bevorzugten Ausführungsform
wird erfindungsgemäß die Bildung
der Bindeschicht in kovalenter Bindung, Pfropfung oder Anheftung
an die Oberflächen-aktivierende
Schicht bereitgestellt. Die gepfropfte Polymer-Bindeschicht wird
durch in situ-Ringöffnungspolymerisation
von Lacton-Monomeren gebildet, die durch geeignete funktionelle
Gruppen auf dem Polymer der Oberflächen-aktivierenden Schicht und
einem Katalysator, der zu der Polymerisationsreaktion hinzugefügt wird,
eingeleitet wird.
-
Geeignete
funktionelle Gruppen für
ein Einleiten der Pfropfungspolymerisation von Lactonen („einleitende
funktionelle Gruppen")
können
auf Oberflächen
durch die Reaktion einer Oberfläche
mit ausgewählten Silan-Derivaten,
hier als Silan-basierende aktivierende Reagenzien („SAR" oder „SARs") bezeichnet, erzeugt werden.
SAR ist ein Silan-Derivat der allgemeinen Formel (R2)3-SiR1, worin R1 unabhängig
ausgewählt
ist aus substituierten Alkyl-, substituierten Alkenyl-, substituierten
Alkinyl-, substituierten Aralkyl-, substituiertem Heteroaryl- und
substituierten Alkoxygruppen, mit der Maßgabe, dass R1 eine
Hydroxy- oder Aminogruppe oder eine funkionelle Gruppe, die in eine
Hydroxy- oder Aminogruppe transformiert werden kann, enthält, und
worin R2 unabhängig ausgewählt ist aus Halogenatom, gegebenenfalls
substituierten Alkoxy-, gegebenenfalls substituierten Aryloxy-,
gegebenenfalls substituierten Silyloxy- oder gegebenenfalls substituierten
Alkylgruppen, mit der Maßgabe,
dass alle drei R2-Substituenten nicht gleichzeitig
substituierte Alkylgruppen sind.
-
Typische
SARs können
aus Alkoxysilan-Derivaten wie Tetraalkoxysilanen und Organo-Trialkoxysilan-Derivaten
ausgewählt
sein. Beispiele für
Tetraalkoxysilane sind Alkoxysilane der Formel Si(OR)4,
worin R eine C1- bis C4-Alkylgruppe
darstellt, wie Tetramethoxysilan, Tetraethoxysilan, Tetra-n-propoxysilan,
Tetra-n-butoxysilan und Analoga. Typische Beispiele für Organo-Trialkylsilane
sind Verbindungen der allgemeinen Formel R'-Si-(OR)3, worin
R C1- bis C4-Alkylgruppen
darstellt und R' einen
nicht-hydrolysierbaren organischen Substituenten darstellt.
-
Alkoxysilan-Derivate,
die als SARs fungieren, können
auch in situ durch die Umsetzung von Halogensilan-Derivaten mit
Alkoholen erzeugt werden. Beispiele für geeignete Halogensilane,
die dafür
wirksam sind, umfassen Tetrachlorsilan, Trichloralkylsilane und
Dichlordialkylsilane. Es ist offensichtlich, dass dabei das eigentliche
SAR aus einem Gemisch von chemischen Spezies aufgebaut ist, die
zusätzlich
zu dem ursprünglich verwendeten
Halogensilan Tetraalkoxysilane, Trialkoxysilane sowie Dialkoxydialkylsilane
enthalten werden. Die Silikonindustrie bietet eine Reihe von verschiedenen
Halogensilanen und Halogenalkylsilanen, sowie Tetraalkoxy- und Organo-Trialkoxysilan-Derivaten
und viele Möglichkeiten
bestehen für
die organischen Substituenten; vgl. beispielsweise GELEST Katalog
2000: Silanes, Silicones and Metal-Organics. Gelest, Inc., Dr. Barry
Arkles, Tullytown, PA, USA.
-
Mehrere
strukturelle Merkmale von SARs sind erfindungsgemäß wichtig.
Es ist bekannt, dass Alkoxygruppen von Alkoxysilanen leicht eine
Hydrolyse bei Gegenwart von Wasser durchlaufen, um Silanolgruppen zu
bilden. Eine darauf folgende Kondensation von Silanolgruppen erzeugt
Siloxan aus Silanolen. Es ist auch bekannt, dass Silanolgruppen
durch Kondensation Siloxanketten ausbilden. In analoger Weise wird
die Hypothese vertreten, ohne an eine jegliche Theorie gebunden
werden zu wollen, dass durch die Reaktion von Silanolgruppen mit
Oberflächen-Hydroxygruppen
von hydrierten Metalloxiden Siloxanbindungen zwischen dem Silikon
und Metallatomen gebildet werden, wodurch die Silanmoleküle an die
Oberfläche
gebunden werden. Zur gleichen Zeit durchlaufen die anderen Alkoxysilanbindungen
eine Hydrolyse-Kondensation-Reaktion zwischen Silanmolekülen, was
zu einer Oligomerisierung und Polymerisation von Silan führt und
ein zwei- oder dreidimensionales Siloxan-Netzwerk ausbildet. Eine
schematische Darstellung des Mechanismus und der Struktur, die bei
der reaktiven Adsorption von Alkoxysilan SARs auf Oberflächen mit
Metalloxidgruppen beteiligt sind, findet sich in 2.
Eine Metalloxid-Oberfläche, die
Metallatome M mit Hydroxysubstituenten OH umfasst, wird mit einem
SAR der Formel R'-Si(OR)3 umgesetzt. Nach Entfernen von Wasser aus
der Reaktion ist das SAR kovalent an die Metalloberfläche gebunden.
Zusätzlich
stellt das SAR eine einleitende funktionelle Gruppe wie eine Alkanol-
oder Hydroxyalkylgruppe für
die Einleitung einer in situ-Polymerisation eines Polyesters bereit,
um die Bindeschicht auf der Metalloberfläche bereitzustellen.
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Obwohl 2 die
Hydrolyse/Kondensation-Reaktion zeigt, die die Siloxan-aktivierende
Schicht als eine zweidimensionale (monomolekulare) Schicht erzeugt,
wird angenommen, dass die hydrolytische Polymerisation eines SAR
oligomere Spezies von dreidimensionalen, cyclischen und vernetzten
Aggregaten erzeugt, die mit der Metalloberfläche wechselwirken, um die Siloxan-aktivierende
Schicht bereitzustellen. Daher wird angenommen, dass die vernetzte
polymerisierte Struktur der Siloxanschicht mehrere Anheftungspunkte
mit dem Metall aufweist, was dazu führt, dass die Siloxanschicht
fest an die Metalloberfläche
anhaftet.
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Geeignete
funktionelle Gruppen für
R' sind Hydroxyalkylgruppen,
die Alkoxide über
die Reaktion mit einem Metallkatalysator bilden können. Auf
diese Art und Weise kann die Siloxan-aktivierende Schicht mit freien
Hydroxyalkylgruppen durch Verwendung von funktionellen Trialkoxysilanen
als SAR hergestellt werden. Beispiele für geeignete Trialkoxysilane
beinhalten Hydroxyalkylalkoxysilan-Derivate. Des Wei teren sind die Nachstehenden
Beispiele für
käuflich
verfügbare
Silan-basierende aktivierende Reagenzien, die eine Hydroxygruppe
enthalten: N-(3-Triethoxysilylpropyl)-4-hydroxybutyramid, N-(3-Triethoxysilylpropyl)gluconamid, 3-[Bis(2-hydroxyethyl)amino]propyltrimethoxysilan
und 3-[Bis(2-hydroxyethyl)amino]-propyltriethoxysilan.
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Zusätzlich zu
Alkanol- und Hydroxyalkylgruppen kann die Polymerisation von Lactonen
in Gegenwart von geeigneten Metallkatalysatoren wirksam auch durch
andere starke Nukleophile, insbesondere durch Amine, einschließlich primärer Alkylamine,
sterisch nicht-gehinderter sekundärer Amine und Verbindungen
mit einer nukleophilen Aminoalkylkette, eingeleitet werden. Unter
bestimmten Bedingungen ist die Reaktion von Aminen mit Lactonen
schnell genug, um eine Polymerisation von Lactonen in einer Lösung oder
einer Schmelze einzuleiten. Die anfängliche Reaktion des Amins
mit Lactonen wie Lactid, Glycolid oder ε-Caprolacton stellt Amide mit
einer ω-Hydroxyalkylgruppe
wie Lactoyllactylamid, Glycolylglycylamid oder 6-Hydroxycaproylamid bereit.
Diese Amide können über ihre ω-Hydroxyalkylgruppen
Alkoxide mit einem geeigneten Metallkatalysator ausbilden und in
Gegenwart eines zusätzlichen
Lactonmonomers (Monomer ist dahingehend definiert, dass es die cyclischen
Dimere von Milchsäure
und Glycolsäure,
sowie andere cyclische Lactonmonomere beinhaltet) kann eine Polymerisation
durch eine Fortsetzungsreaktion, die für eine Lacton-Ringöffnungspolymerisation typisch
ist, fortschreiten. Geeignete Reaktionsbedingungen für das Einleiten
der Lacton-Polymerisation durch Alkylamingruppen auf den Oberflächen sind
gut verträglich
mit denjenigen, die für
eine Lacton-Polymerisation im Allgemeinen erforderlich sind. Diese
Bedingungen beinhalten einen Ausschluss von Wasser und anderen protischen
Verbindungen aus dem System, mit Ausnahme der durch die aktivierte
Oberfläche
präsentierten protischen
Gruppen, entweder in Lösung
oder in einer Schmelze. Typischerweise ist eine erhöhte Temperatur günstig, da
sie die Reaktionsgeschwindigkeit von Amin- und Lactonspezies und
die Bildung von Amidbindungen erhöht. Typische Temperaturen reichen
von 20 bis 250°C,
vorzugsweise 20 bis 120°C
für Reaktionen
in Lösung,
wobei die obere Grenze dieses Bereichs von dem Lösungsmittel und der Zersetzungstemperatur
des Lactons abhängt,
während
die Minimumtemperatur der Reaktion in der Masse oder in einer Lactonschmelze von
der Schmelztemperatur des ausgewählten
Lactonmonomers abhängen
wird.
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Somit
kann die Lacton-Polymerisation wirksam durch die in der Oberflächen-aktivierenden
Schicht vorhandenen Aminoalkylgruppen eingeleitet werden. Dies ermög licht die
Bildung von für
Pfropfung zugänglichen
funktionellen Gruppen an den Oberflächen durch Verwendung von Silan-basierenden
Aktivierungsmitteln mit einer Aminogruppe. Typische Beispiele für käuflich verfügbare Reagenzien,
die als SARs in dieser Weise verwendbar sein können, umfassen:
N-(3-Aminoethyl)-3-aminopropyltrimethoxysilan,
3-Aminopropyltrimethoxysilan,
3-Aminopropyltriethoxylsilan,
Methyl-(2-(3-trimethoxysilylpropylamino)-3-propionat,
3-(N-Styrylmethyl-3-aminoethylamino)-propyltrimethoxysilanhydrochlorid,
4-Aminobutyltriethoxysilan,
3-(3-Aminopropoxy)-3,3-dimethyl-1-propenyltrimethohysilan,
N-(6-Aminohexyl)aminopropyltrimethoxysilan,
N-(3-Trimethoxysilylethyl)ethylendiamin,
N-(2-(N-Vinylbenzylamino)ethyl)-3-aminopropyltrimethoxysilanhydrochlorid,
1-Trimethoxysilyl-2-(aminomethyl)phenylethan,
N-2-(Aminoethyl)-3-aminopropyltris-(2-ethyloxy)silan,
3-(N-Allylamino)propyltrimethoxysilan,
3-(2-Aminoethylamino)propyltrimethoxysilan
und
3-(2-Aminoethylamino)propyltriethoxysilan.
-
Zusätzlich zu
einer Verwendung von Alkoxysilan- und Aminosilan-Derivaten für eine Derivatisierung einer
Oberfläche
kann das gleiche Ergebnis durch Verwendung von reaktiven Alkoxysilan-Zwischenverbindungen
mit einer funktionalisierten Alkylgruppe erreicht werden, die zu
einer Hydroxyalkyl- oder Aminoalkylgruppe über eine darauf folgende Modifikationsreaktion
mit Nukleophilen umgewandelt werden kann. Typische Beispiele für geeignete
Silylierungsreaktanten, die dafür
geeignet sind, umfassen:
(3-Isocyanatpropyl)triethoxysilan,
(3-Thioisocyanatpropyl)triethoxysilan,
(3-Glycidyloxypropyl)trimethoxysilan,
(3-Glycidyloxypropyl)triethoxysilan,
(3-Brompropyl)trimethoxysilan,
(Chlorpropyl)trimethoxysilan
und analoge Verbindungen.
-
Die
Isocyanat-, Thiocyanat-, Glycidyl- oder Halogenalkylgruppen, die
in diesen Reagenzien vorhanden sind, können für ein Einbringen von Hydroxyalkyl-
und/oder Amingruppen durch deren Reaktion mit Diolen, Aminoalkoholen,
Aminen und/oder Diaminen verwendet werden. In analoger Weise können Alkenylalkoxysilane
mit einer ungesättigten
Bindung in ihrer Alkenylkette wie Allyltrialkoxysilane, (6-Hexen-1-yl)trialkoxysilane, (7-Octen-1-yl)trialkoxysilane
und Analoga durch die Umsetzung mit Sulphanylalkanolen und Sulphanylaminen modifiziert
werden. Diese und andere analoge Reaktionen sind bekannt und stimmen
mit dem erfindungsgemäßen Umfang überein.
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Die
Nachstehenden sind käuflich
verfügbare
Reagenzien, die eine funktionelle Gruppe enthalten, die zu einer
Hydroxygruppe oder einer Aminogruppe über eine chemische Transformation
aktiviert werden kann, und die als Silan-basierende aktivierende
Reagenzien verwendbar sein können:
3-Chlorpropyltrimethoxysilan,
3-Mercaptopropyltrimethoxysilan;
3-Glycidoxypropyltrimethoxysilan,
Vinyltris(2-methoxyethoxy)silan,
Vinyltrimethoxysilan,
Vinyltriethoxysilan,
Allyltriethoxysilan,
2-(3,4-Epoxycyclohexyl)ethyltrimethoxysilan,
3-Chlorpropyltriethoxysilan,
2-Cyanoethyltriethoxysilan,
3-Cyanopropyltrimethoxysilan,
Vinyltriphenoxysilan,
Chlormethyltriethoxysilan,
2-Cyanoethyltrimethoxysilan,
3-Acetoxypropyltrimethoxysilan,
3-Thiocyanatopropyltriethoxysilan,
3-Isocyanatopropyltrimethoxysilan,
(p-Chlormethyl)phenyltrimethoxysilan,
Tetraallyloxysilan,
Triethoxysilylpropylethylcarbamat,
Allyltrimethoxysilan,
3-Brompropyltrimethoxysilan,
3-Mercaptopropyltriethoxysilan,
4-((Chlormethyl)phenethyl)trimethoxysilan,
2-Carbethoxyethyltriethoxysilan,
Allyltris(trimethylsiloxy)silan,
Diethylphosphatoethyltriethoxysilan,
3-Iodpropyltrimethoxysilan,
8-Bromoctyltrimethoxysilan,
Diethyl(triethoxysilylpropyl)malonat,
1-Methyl-4-(1-methyl-(2-triethoxysilyl)ethyl)-cyclohexen,
3-Butenyltriethoxysilan,
4-(Trimethoxysilyl)-1-buten,
(2-(3-Cyclohexenyl)ethyl)triethoxysilan,
4-(Trimethoxysilyl)butan-1,2-epoxid,
2-(3,4-Epoxycyclohexyl)ethyltriethoxysilan,
Triallyloxyvinylsilan,
5-(Bicycloheptenyl)triethoxysilan,
Acetoxymethyltriethoxysilan,
Acetoxymethyltrimethoxysilan,
(p-Chlormethyl)phenyl-tri-N-propoxysilan,
3-(Triethoxysilyl)-2-methylpropylbernsteinsäureanhydrid,
2-(Triethoxysilylethyl)-5-(chloracetoxy)bicycloheptan,
2-(Chlormethyl)allyltrimethoxysilan,
2-Carboethoxytriethoxysilan,
11-Cyanundecyltrimethoxysilan,
5,6-Epoxyhexyltriethoxysilan,
Mercaptomethyltrimethoxysilan,
3-(N-Cyclohexylamino)propyltrimethoxysilan,
Triethoxysilylpropylmaleamidsäure,
3-Brompropyltriethoxysilan,
3-Trifluoracetoxypropyltrimethoxysilan,
Vinyltrichlorsilan,
Allyltrichlorsilan,
(3-Acetoxypropyl)trichlorsilan,
3-Chlorpropyltrichlorsilan,
3-Cyanopropyltrichlorsilan,
2-(Carbomethoxy)ethyltrichlorsilan,
Acetoxyethyltrichlorsilan,
3-Brompropyltrichlorsilan,
7-Octenyltrichlorsilan,
[2-(3-Cyclohexenyl)ethyl]trichlorsilan,
(p-Chlormethyl)phenyltrichlorsilan,
2-Chlorethylsilan,
Bicycloheptenyl-2-trichlorsilan,
3-(Trichlorsilyl)cyclopenten,
(3-Cyanobutyl)trichlorsilan,
3-Cyclohexenyltrichlorsilan,
(Chlormethyl)phenethyltrichlorsilan,
5-Hexenyltrichlorsilan,
2-(Chlormethyl)allyltrichlorsilan,
1-Bromundecyltrichlorsilan,
p-(t-Butyl)phenethyltrichlorsilan,
2-(Chlormethyl)propyltrichlorsilan,
8-Nonenyltrichlorsilan,
10-Undecenyltrichlorsilan,
(4-Cyclooctenyl)trichlorsilan,
14-Tetradec-1-enyltrichlorsilan,
2-Bromethyltrichlorsilan,
Methacryloxypropyltris(methoxyethoxy)silan,
Methacryloxypropyltris(trimethylsiloxy)silan,
3-Methacryloxypropyltris(vinyldimethylsiloxy)silan,
(3-Acryloxypropyl)trimethoxysilan,
und
Methacryloxypropyltriethoxysilan.
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Die
Modifikationsreaktionen von reaktiven Silan-Zwischenverbindungen
können
einfach in Verbindung mit der Silylierung der Oberflächen durchgeführt werden.
Dementsprechend erfolgt die Silylierungsreaktion mit dem SAR, das
eine reaktive Silan-Zwischenverbindung aufweist, in Gegenwart von
Nukleophilen wie Diolen, Aminoalkoholen oder Aminen. Ansonsten kann
die Silylierungsreaktion in einem Schritt erfolgen und sodann kann
die Modifikation mit Nukleophil-Reaktanten auf die silylierten Oberflächen angewendet
werden.
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Für eine Behandlung
von Oberflächen
kann das SAR in Lösungs-
oder Dampfphase aufgebracht werden. Eine Vielzahl von Lösungsmitteln
und Lösungsmittelzusammensetzungen
können
verwendet werden. Diesbezüglich
sind zahlreiche Literatur stellen verfügbar, die die Verwendung von
Silan-Derivaten in Sol-Gel-Verfahren und als Adhäsionsbeschleuniger bei Korrosionsschutz
lehren. Für
eine Zusammenfassung wird beispielsweise auf Iler, R.K. The Chemistry
of Silica, Wiley, New York, 1979; Brinker, C.J., Scherer, G.W., Sol-Gel
Science: the Physics and Chemistry of Sol-Gel Processing, Academic
Press, New York, 1990; Jang, J., Kim, E.K. Corrosion Protection
of Epoxy-Coated Steel Using Different Silane Coupling Agents, J.
Applied Polym. Sci. (1999), 71:585, verwiesen.
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Es
wird erwartet, dass das Siloxan-Polymer an eine Metalloberfläche über eine
Siloxanbindung an das Sauerstoffatom des Metalloxids gebunden wird.
Daher wird angenommen, dass das Vorhandensein von Metalloxid auf
der Oberfläche
wichtig ist. Die meisten metallischen Artikel weisen aufgrund ihres
Kontakts mit der Luft bereits eine Schicht an Metalloxid auf ihrer
Oberfläche
auf, die ausreichend sein würde,
um das Verfahren erfindungsgemäß durchzuführen. Jedoch
erfolgt eine Behandlung der Metalloberfläche durch ein Oxidierungsmittel
vor einer Anwendung von SAR, beispielsweise die Behandlung der Metalloberfläche durch
ein Oxidationsmittel als Teil eines Reinigungsprozesses, in Übereinstimmung
mit der Erfindung.
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Die
Polymerisation vor Alkoxysilan beinhaltet die Hydrolyse von Alkoxiden
als einen der Reaktionsschritte. Daher wird angenommen, dass das
Vorhandensein von Wassermolekülen
in dem Reaktionsmedium wichtig ist. Dementsprechend kann SAR in
einer Lösung
aufgebracht werden, die Wasser entweder als Folge einer gewollten
Zugabe oder als Verunreinigung enthält, was häufig bei käuflichen Güten vieler Lösungsmittel der
Fall ist. Wasser kann auch dem System dadurch zugefügt werden,
dass es auf der zu behandelnden Metalloberfläche durch Exposition der oxidierten
Oberfläche
gegenüber
Wasserdampf adsorbiert wird. In manchen Fällen wird die Menge an Wasser,
die aus der Luft, die mit Metall in Kontakt steht, adsorbiert wird,
ausreichend sein.
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Die
Polymerisation von Alkoxysilanen bezieht Kondensationsreaktionen
ein, die Silanole, Alkoxide und Metalloxide einschließen, während derer
Wasser- und/oder Alkoholmoleküle
freigesetzt werden. Daher können
Bedingungen, die die Entfernung der Abgangsverbindungen verstärken, eingesetzt
werden. Solche Bedingungen beinhalten eine Behandlung von silanisierten
Oberflächen
bei einer erhöhten
Temperatur oder das Anlegen von Vakuum.
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Nach
der Silylierung der Oberfläche
wird eine Bindepolymerschicht auf die Oberfläche aufgetragen. Um das Polymer
der Bindeschicht aufzutragen, wird eine Bindungs- oder Pfropfungsreaktion
dadurch durchgeführt,
dass die SAR-aktivierte Oberfläche
gegenüber
einer Lactonlösung
und dem Katalysator in einem geeigneten aprotischen Lösungsmittel
oder gegenüber
einem Gemisch aus Katalysator und einem Lacton im Ganzen ausgesetzt
wird. Bei der Einleitungsreaktion der Pfropfungspolymerisation bildet
das erste Lacton-Monomer eine kovalente Bindung mit den funktionellen
Gruppen des an die Oberfläche
gebundenen SAR. In darauf folgenden Schritten setzt sich die Polylacton-Kette
durch eine schrittweise Anfügung
von Lacton-Monomeren fort. Die sich ergebenden Polymermoleküle verbleiben
somit kovalent an die Oberfläche über ihre
anfängliche
Struktureinheit gebunden. Die chemischen Mechanismen, die bei der
in dieser Ausführungsform
verwendeten Polymerisationspfropfung anzutreffen sind, sind analog
zu denjenigen, die bei der Ringöffnungspolymerisation
von Lactonen in der Masse oder in einer Lösung anzutreffen sind. Das
Gebiet der Lacton-Polymerisation entweder in der Masse oder in Lösung ist
in zahlreichen Literaturstellen beschrieben und Grundsätze dieser
Reaktionen sind bekannt. Beispiele für die am häufigsten verwendeten Polymerisationsreaktionen
finden sich in Dubois, P. et al., Aluminium Alkoxides: A Family
of Versatile Initiators for the Ring-Opening Polymerization of Lactones
and Lactides, Makromol. Chem., Macromol. Symp. (1991) 42/43:103-116;
Inoue, S., Coordination Ring-Opening Polymerization, Prog. Polymer.
Sci. (1988) 13:63-81; Jonte, J.M. et al., Polylactones. 4. Cationic
Polymerization of Lactones by Means of Alkylsulfonates, J. Macromol.
Sci.-Chem. (1986) A23:495-514; Kricheldorf, H.R. et al., Anionic
and Pseudoanionic Polymerization of Lactones – a Comparison, Makromol. Chem.,
Macromol. Symp. (1990), 32:285-298; Kricheldorf, H.R. et al., Poly(Lactones).
9. Polymerization Mechanism of Metal Alkoxide Initiated Polymerizations
of Lactide and Various Lactones, Macromolecules (1988) 21:286-293;
und Lofgren, A. et al., J M. S. – Reu. Macromol. Chem. Phys.
(1995) C35:379-418.
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Es
ist bekannt, dass typische Einleitungsspezies bei der Lacton-Polymerisation
Metalloxide sind, die zu dem Reaktionsgemisch zugefügt werden
können
oder in situ aus dem Metallkatalysator und Alkanolen oder anderen
Hydroxy-enthaltenden Verbindungen gebildet werden. Gemäß einer
erfindungsgemäßen bevorzugten
Ausführungsform
sollen nur die funktionellen Gruppen der Oberflächen-aktivierenden Schicht,
die an die Oberfläche
gebunden sind, bei der Einleitung einer Lacton-Polymerisation einbezogen
werden. Somit werden während
der Einleitung der Pfropfungspolymerisation die Hydroxy- und/oder
Amingruppen in dem Siloxanpolymer durch Lacton-Monomer acyliert
und sodann wird die Polyesterkette durch die fortwährende Kettenaddition
von Monomer in Verankerung durch ihre anfängliche Acylbindung an die
Siloxan-funktionellen Gruppen wachsen. Dieses Polymerisationsverfahren
wird nachstehend als Pfropfungspolymerisation bezeichnet.
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Dementsprechend
ist es im Gegensatz zu der gewöhnlichen
Lacton-Polymerisation in der Masse oder in Lösung erfindungsgemäß bevorzugt,
dass die Zugabe von freien Spezies, die als einleitende Spezies
einer Lacton-Polymerisation fungieren können, in das Polymerisationsmedium
vermieden wird. Das zufällige
Auftreten dieser Verbindungen oder von protischen Verunreinigungen,
was zu der Bildung von freien einleitenden Spezies in dem Medium
führen
kann, könnte
das Wachstum von freien Polylacton-Polymeren in der Masse (oder
in einer Lösung)
auslösen,
die nicht an die Oberfläche
gebunden sind. Solche freien Polymerketten werden hinsichtlich der
Bildung der Bindeschicht nicht wirksam sein, da sie leicht durch
ein Polymerlösungsmittel ausgewaschen
werden würden.
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Geeignete
Monomere bei der Pfropfungspolymerisation sind Lactone. Typische
Beispiele für
Lactone umfassen 4- bis 7-gliedrige Lactone wie die Familien von
Verbindungen, die Oxetan-2-on und 4-Alkyloxetan-2-on, Dihydrofuran-2-on
und 5-Alkyldihydrofuran-2-on, Tetrahydropyran-2-on und 6-Alkyltetrahydropyran-2-on,
Oxepan-2-on und 7-Alkyloxepan-2-on, 1,4-Dioxan-2,5-dion, 3,6-Alkyl-1,4-dioxan-2,5-dion, 1,3-Dioxepan-2-on,
1,3-Dioxan-2-on, 1,3-Dioxolan-2-on, 1,5-Dioxepan-2-on, 1,4-Dioxepan-2-on,
1,3-Dioxepan-4-on und deren substituierte Analoga umfassen, worin
die Alkylgruppe eine C1-C10-Alkylgruppe oder eine substituierte
Alkylgruppe ist. In einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform
umfasst das Lacton-Monomer
Lactid (3,6-Dimethyl-1,4-dioxan-2,5-dion) in seinen verschiedenen
enantiomeren Formen (L-Lactid, D-Lactid, Meso-Lactid und deren Gemische),
Glycolid (1,4-Dioxan-2,5-dion) und ε-Caprolacton.
-
Im
Fall der Bindeschicht können
Kombinationen von Lacton-Monomeren verwendet werden, um für die Pfropfungscopolymerisation
zu sorgen. Diese Copolymere können
bei unterschiedlichen Verhältnissen
der Co-Monomere verfügbar
gemacht werden. Sowohl die Homopolymere als auch die Copolymere
können
in unterschiedlichen Molekulargewichtsbereichen verwendet werden.
Vorzugsweise enthält
das Lacton-Copolymer eines aus Poly(L-lactid-co-D-lactid), Poly(L-lactid-co-glycolid),
Poly(D-lactid-co-glycolid), Poly(D,L-lactid-co-glycolid), Poly(lactid-co-caprolacton),
Poly(lactid-co-dioxanon) und Poly(lactid-co-dioxepanon).
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Die
Pfropfung von Lacton-Molekülen
auf die funktionellen Gruppen an der Oberfläche kann durch Anwenden des
Koordination-Insertion-Mechanismus der Lacton-Polymerisation erfolgen. Dieses Verfahren
ist besonders geeignet, da es keine stark sauren oder alkalischen
Bedingungen oder Reaktanten verwendet. Daher werden die Oberflächen-Siloxan-Bindungen
der aktivierenden Polysiloxanschicht beibehalten.
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Bei
dem Koordination-Insertion-Mechanismus beginnt der Polymerisationsvorgang
durch die Reaktion von Hydroxyalkylgruppen, die an der Oberfläche angebracht
sind, mit einem Metallkatalysator, was zu der Bildung von Metallalkoxiden
mit einer kovalenten oder Koordinations-Metall-Sauerstoff-Bindung
und energetisch begünstigten
freien p- oder d-Orbitalen führt.
Die Koordination des Metallatoms des Alkoxids mit dem Sauerstoff
des Lacton-Moleküls
führt zur
Schwächung
der Acylbindung des Lactonrings, der sich sodann öffnet und zwischen
dem Metall und dem Oxyalkylrest eingebaut wird, wodurch die Metall-Alkoxid-Gruppierung
fortgesetzt wird. Durch Wiederholung dieses Schritts mit anderen
Lacton-Molekülen
setzt sich die Polymerkette fort. Geeignete Metallkatalysatoren
bei diesem Mechanismus sind Metallcarboxylate, alkylmetallische
und halogenmetallische Verbindungen. Typische Beispiele für geeignete
Katalysatoren umfassen Zinn(II)-, Antimon-, Zink-, Eisen- oder Calciumcarboxylate,
Organoaluminium- und Organozinnverbindungen, Zinn-, Zink-, Titan-, Zirkon-,
Ytterbiumhalogenide usw. Im Allgemeinen sind die Klassen an Katalysatoren,
die verwendet werden können,
dem Fachmann für
die Polymerisation von Lactonen in der Masse oder in Lösung allgemein
bekannt. Bei Anwendungen in Bezug auf medizinische Vorrichtungen
sind nicht-toxische und gering-toxische Katalysatoren wie Zinn(II)-,
Zink-, Calcium- und Eisencarboxylate und Alkylaluminiumverbindungen
bevorzugt. Beispiele für
die bevorzugten Katalysatoren umfassen Zinn(II)-2-Ethylhexanoat,
Zinn(II)-Lactat, Zink(II)-2-Ethylhexanoat, Zink(II)-Lactat, Triethylaluminium-
und Diethylaluminiumchlorid.
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Typische
Beispiele für
aprotische Lösungsmittel
für eine
Durchführung
der Pfropfungsreaktion in Lösung
umfassen Ether (wie Tetrahydrofuran, Dioxan, Di(ethylenglycol),
Diethylether), Ketone (wie Ethylmethylketon, Diisobutylketon) und
aromatische Kohlenwasserstoffe (wie Toluol, Xylol) und Gemische
dieser Lösungsmittel.
Der Fachmann kann einfach andere Lösungsmittel identifizieren,
die für
die Pfropfungsreaktion verwendbar wären. Die Konzentration des
Lactons in der Lösung
sollte derart sein, dass es einen ausreichenden Überschuss der Molmenge an Lacton gegenüber der
Molmenge an einleitenden funktionellen Gruppen an der aktivierten
Oberfläche,
die gepfropft werden soll, gibt. Diese Bedingungen werden einfach
für einen
großen
Bereich von Lactonkonzentrationen erreicht. Die bevorzugte Konzentration
an Lacton ist derart, dass die Molmenge an Lacton höher ist
als die Menge an Oberflächen-funktionellen
Gruppen. Mehr bevorzugt sollte die Molmenge an Lacton mindestens
zehnfach höher
sein als die Menge an Oberflächen-funktionellen
Gruppen. In der Praxis werden diese Bedingungen gut mit einer Gewichtskonzentration
an Lacton in der Lösung
von 0,1 bis 50%, typischerweise 0,1 bis 10% (w/w) erreicht.
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Die
Pfropfungsreaktion kann mit einer großen Breite an Katalysatorkonzentration
erfolgen. Es stellte sich heraus, dass die wirksamste Molmenge des
Katalysators die Molmenge ist, die gleich ist zu oder höher ist
als die Molmenge an funktionellen einleitenden Gruppen auf der zu
pfropfenden Oberfläche.
Das Molverhältnis
von Katalysator zu Lacton ist nicht besonders begrenzt. Die Auswahl
eines geeigneten Molverhältnisses
wird durch praktische Gründe
und durch den verwendeten Katalysator-Typ bestimmt, wobei eine mögliche Toxizität mancher
Katalysatoren, was eine Minimierung der Katalysatoren auf der einen
Seite, und die Tatsache, dass die Polymerisationsgeschwindigkeit
mit einem steigenden Katalysator/Lacton-Verhältnis auf der anderen Seite
steigt, berücksichtigt
werden. Ein bevorzugtes Katalysatorzu-Lacton-Molverhältnis beträgt 1/10
bis 1/1000.
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Des
Weiteren kann die Pfropfungsreaktion bei Abwesenheit von Lösungsmittel
(d.h. in dem Gemisch, das durch ein Lacton in der Masse und einen
Katalysator gebildet wird) erfolgen. In dieser erfindungsgemäßen Ausführungsform
ist die Reaktionstemperatur vorzugsweise derart, dass das Lacton
in einem flüssigen
Zustand gehalten wird, z.B. über
der Schmelztemperatur des Lactons. Die Reaktion in der Lactonschmelze
erfolgt für
eine Zeitspanne, die notwendig ist, um eine Bindeschicht einer gewünschten
Stärke
auszubilden. Nach Durchführen
der Reaktion für
eine bestimmte Zeit wird die Oberfläche von der Schmelze entfernt,
der Lacton-Rückstand
wird von der Oberfläche
durch ein geeignetes Lösungsmittel
abgewaschen und die gepfropfte Oberfläche wird getrocknet.
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Die
Polylacton-gepfropften Oberflächen
weisen neuartige Eigenschaften auf, was ihre Oberflächenenergie,
Benetzbarkeit, ihr Adsorptionsvermögen und ihre Wechselwirkungen
in biologischen Umgebungen beeinflusst. Solche Wechselwirkungen umfassen
Proteinadsorption, Thrombogenese, Blutplättchenadhäsion und -aktivierung und modifizierte
Gewebereaktionen.
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Die
kovalent gepfropfte Polymer-Bindeschicht ist fest an die Oberfläche gebunden.
Als ein Ergebnis dieser kovalenten Bindung ist die gepfropfte Polymerschicht
gegenüber
einer Entfernung durch Behandlung mit Lösungsmitteln widerstandsfähig. Jedoch
können
thermodynamisch gute Lösungsmittel
in die gepfropfte Polymerschicht penetrieren, was bewirkt, dass
die Polymerketten sich ausdehnen und somit Verbindungen aus Lösungen adsorbieren
oder akkumulieren können.
Die adsorbierten oder akkumulierten Verbindungen können entweder
biologisch wirksame Mittel oder Moleküle eines anderen Polymers sein,
die eine ähnliche oder
eine kompatible chemische Struktur aufweisen oder die mit dem gepfropften
Polymer mischbar sind. Diese Merkmale der gepfropften Polylacton-Schicht
können
entweder für
einen direkten Einbau von biologisch wirksamen Mitteln, die aus
der Schicht freizusetzen sind, oder für eine Planung und Aufbringung
von anderen darauf folgenden, gut adhärenten Polymerschichten mit
hoher Kapazität,
die die Mittel enthalten, eingesetzt werden.
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Wenn
die auf die Oberfläche
gepfropfte Polylacton-Bindeschicht in einer Lösung des biologisch wirksamen
Mittels in einem Lösungsmittel,
das für
ein bestimmtes Polylacton geeignet ist, getränkt wird, quillt das Lösungsmittel
das gepfropfte Polymer und macht es möglich, dass das biologisch
wirksame Mittel in die Polymerschicht eindringt. Nach Abstreifen
des Lösungsmittels
durch Verdampfen, was spontan oder unterstützt durch das Anlegen eines
Vakuums geschehen kann, wird das biologisch wirksame Mittel, das
weniger flüchtig als
das Lösungsmittel
ist, in das Polymer eingebettet, dessen Ketten sich kondensiert
haben, wodurch sie in eine kompakte Matrix bei Entfernung von Lösungsmittel
gepackt werden. Später
verhindern, wenn die Oberfläche
in eine Umgebung gegeben wird, die für das Polymer kein gutes Lösungsmittel
ist, wie die wässrige
Umgebung von Gewebeflüssigkeiten,
die kondensierten Polymerketten, dass die Moleküle des Mittels rasch gelöst werden
oder in das wässrige
Medium diffundieren. Diese Wirkung verlängert die Zeitspanne, innerhalb
derer das Mittel freigesetzt wird.
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Gemäß einer
bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform
wird die auf die Oberfläche
gepfropfte Polylacton-Bindeschicht in einer Lösung durchtränkt, die
aus einem guten Lösungsmittel
für das
Polylacton, einem biologisch wirksamen Mittel und einem Polymer,
das mit dem gepfropften Polymer chemisch kompatibel oder mischbar
ist, gebildet wird. Das aus der Lösung auf die Oberfläche der
gepfropften Bindeschicht abgeschiedene Polymer bildet die Behälterschicht
auf der Oberfläche.
Wenn die Oberfläche
in der Lösung
durchtränkt
wird, quillt das Lösungsmittel
die gepfropfte Polymer-Bindeschicht und die Polymermoleküle, die
die Behälterschicht
bilden sollen, dringen in die gequollene gepfropfte Bindeschicht
ein und verwickeln sich mit den gepfropften Ketten. Des Weiteren
kann das biologisch wirksame Mittel in Lösung in der Bindeschicht eingebettet
werden. In der Praxis wird die Lösung
mit dem Polymer der Behälterschicht
aufgetragen, um einen flüssigen Film
auf der gepfropften Bindeschicht-Oberfläche auszubilden. Nach Verdampfen
des Lösungsmittels
aus der Lösung
wird der verfestigte Polymerflm der Behälterschicht gut mit der darunter
liegenden gepfropften Bindeschicht aufgrund gegenseitiger Verwicklungen
von Polymerketten verbunden sein. Polymerschichten verschiedener
steuerbarer Stärken
und verschiedener steuerbarer Zusammensetzungen können auf
die verankernde gepfropfte Bindeschicht aufgetragen werden, um Unterschichten
der Behälterschicht
auszubilden. Biologisch wirksame Mittel in der Lösung mit dem Polymer verbleiben
in dem verfestigten Behälterschicht-Polymerfilm eingebettet.
Es ist auch möglich,
die auf die Oberfläche
gepfropfte Polylacton-Bindeschicht in einer Lösung eines biologisch wirksamen
Mittels unter Verwendung eines guten Lösungsmittels für sowohl
das gepfropfte Polylacton, als auch das biologisch wirksame Mittel
zu durchtränken.
Das biologisch wirksame Mittel wird in die gepfropfte Polymer-Bindeschicht,
die durch das Lösungsmittel
gequollen wird, eindringen und nach Verdampfen des Lösungsmittels
wird das biologisch wirksame Mittel sodann in der gepfropften Polymer-Bindeschicht eingebettet
bleiben.
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Biologisch
wirksame Mittel können
aus dem verfestigten Film der Binde- und/oder Behälterschicht
in die wässrige
Umgebung durch ihr allmähliches
Auflösen
und ihre Diffusion durch die Polymer-Matrix freigesetzt werden.
Diese Freisetzung kann auch durch Polymerabbau alleine oder zusätzlich zu
der Diffusion des biologisch wirksamen Mittels durch die Polymer-Matrix
erfolgen. Durch Steuerung der Stärke
und Zusammensetzung der Polymerschichten (z.B. der Binde- und Behälterschicht)
können
die Kapazität
des Systems für
das eingebrachte biologisch wirksame Mittel und die Freisetzungsgeschwindigkeit
gesteuert werden. Dementsprechend ist das biologisch wirksame Mittel
freisetzbar mit dem Polymer assoziiert. Wenn die beschichtete Oberfläche als
implantierbare medizinische Vorrichtung verwendet wird, kann das
biologisch wirksame Mittel lokal aus der Polymer-Matrix in einer
gesteuerten Weise in einem Patienten, der die medizinische Vorrichtung
aufnimmt, freigesetzt werden.
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In
einer erfindungsgemäßen Ausführungsform
dient, wenn Lactid für
ein Pfropfen der Bindeschicht an die aktivierte Oberfläche verwendet
wird, ein Poly(lactid) als die Behälterschicht. In diesem Fall
stellt die gleiche chemische Struktur von Polymeren in sowohl der
Binde-, als auch Behälterschicht
deren gute Adhäsion sicher.
In analoger Weise kann, wenn eine Poly(ε-Caprolacton)-Schicht als die
Hauptkomponente der Behälterschicht
erwünscht
ist, deren gute Adhäsion
an die Oberfläche
durch Verwendung von ε-Caprolacton
als ein Monomer bei der Pfropfungspolymerisation der Bindeschicht
erreicht werden. Dementsprechend kann eine stabile und gut adhärierende
Polymer-Matrix durch verschiedene Kombinationen der Zusammensetzungen von
Behälterschicht
und Bindeschicht unter Verwendung einer Vielzahl von Lacton-Polymeren
und -Copolymeren und unter Berücksichtigung
der chemischen Kompatibilität
oder Mischbarkeit der Polymere beider Schichten erreicht werden.
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In
verschiedenen erfindungsgemäßen Ausführungsformen
können
die physikalischen Eigenschaften der Polymer-Beschichtungsmatrix
modifiziert werden, während
die Kompatibilität
der Bindeschicht und der Behälterschicht
aufrecht erhalten wird. Die Zusammensetzung der Polymere in den
Schichten kann durch Verwendung von entweder einer chemischen Modifikation
wie statistischer und Block-Copolymere oder einer physikalischen
Modifikation wie Gemische oder Verbundsstoffe eingestellt werden.
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Die
für eine
Bildung der Behälterschicht
verwendeten Polymere umfassen Lacton-Homopolymere wie Poly(L-lactid), Poly(D-lactid),
Polyglycolid, Poly(ε-caprolacton),
Poly(p-dioxanon), Poly(dioxepanon), Poly(trimethylencarbonat), statistische
Copolymere von Lactonen wie Poly(L-lactid-co-D-lactid), Poly(lactid-co-glycolid),
Poly(D,L-lactid),
Poly(lactid-co-caprolacton), Poly(lactid-co-trimethylencarbonat)
und andere Kombinationen von Lactonen, die typischerweise von Lacton-Monomeren
abgeleitet sein können.
Diese Copolymere können
bei unterschiedlichen Verhältnissen
der Co-Monomere
hergestellt werden. Sowohl die Homopolymere, als auch die Copolymere
können
in unterschiedlichen Molekulargewichtsbereichen verwendet werden.
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Die
Behälterschicht
kann auch ein Block-Copolymer mit mindestens einem Polylacton-Block
umfassen. Die anderen Blöcke
des Copolymers können
auf Polylacton oder einer anderen chemischen Struktur wie Polyether,
Poly(aminosäure),
Poly(acrylat), Poly(methacrylat), Polybutadien, Polyisopren usw.
basieren. Typische Beispiele für
Zusammensetzungen geeigneter Block-Copolymere umfassen Polylactid/Poly caprolacton, Polylactid/Poly(ethylenoxid),
Polycaprolacton/Polybutadien, Polycaprolacton/Poly(ethylenoxid),
Polylactid/Poly(aminosäure).
Die Block-Copolymere können
unterschiedliche Verhältnisse
an Block-Längen,
unterschiedliche Anzahlen an Blöcken
und unterschiedliche Molekulargewichte aufweisen.
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Man
nimmt an, dass die Eigenschaften von Copolymeren bei unterschiedlichen
Verhältnissen
von Co-Monomeren in den Copolymeren, sowie bei unterschiedlichen
Molekulargewichten verschieden sein können. Die Erfindung ist nicht
auf eine jegliche spezifische Copolymer-Zusammensetzung oder einen
jeglichen spezifischen Molekulargewichtsbereich begrenzt. Zusätzlich zu
einer Veränderung
des chemischen Aufbaus der Polymermoleküle können die Eigenschaften von
gebildeten Polymerfilmen auch durch ein Mischen unterschiedlicher
Arten an Polymeren, d.h. Homopolymere, statistische und Block-Copolymere,
modifiziert werden.
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Bei
der Auswahl eines Lösungsmittels
für das
Polymer der Behälterschicht
und das biologisch wirksame Mittel muss die Löslichkeit einer bestimmten
Polymerzusammensetzung in einem bestimmten Lösungsmittel berücksichtigt
werden. Typischerweise wird die Auswahl eines Lösungsmittels bei unterschiedlichen
Polymer-Arten, die für
eine Bildung der Behälterschicht
verwendet werden, unterschiedlich sein. Zum Beispiel können, wenn
Polymere mit geringer Kristallinität wie Poly(D,L-lactid)- und Lactid-Copolymere
verwendet werden, geeignete Lösungsmittel
aus mittelmäßig wechselwirkenden
Lösungsmitteln
ausgewählt
werden, die Ether, Ketone, Amide, aromatische Verbindungen und chlorierte
Kohlenwasserstoffe umfassen. Typische Beispiele für geeignete
Lösungsmittel
umfassen Tetrahydrofuran, Dioxan, Toluol, Aceton, N,N-Dimethylformamid,
Dimethylsulfoxid, Chloroform, Dichlormethan und Dichlorethan, sowie
gemischte Lösungsmittel,
die verschiedene Kombinationen dieser und anderer Lösungsmittel
umfassen. Wenn Polymere mit hoher Kristallinität wie Polyglycolid, Poly(L-lactid)
usw. verwendet werden, können
stark wechselwirkende Lösungsmittel
wie Hexafluorpropanol oder Trifluoressigsäure erforderlich sein.
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Die
Auswahl des Lösungsmittels
wird auch hinsichtlich der Löslichkeit
des einzubauenden biologisch wirksamen Mittels erfolgen. Abhängig von
der Art des biologisch wirksamen Mittels können verschiedene Ansätze beschritten
werden. In einer Ausführungsform
kann das ausgewählte
Lösungsmittel
ein gutes Lösungsmittel
für sowohl
das Polymer, als auch das biologisch wirksame Mittel sein. Bei diesem
Ansatz wird das Gemisch aus dem Polymer und dem biologisch wirksamen
Mittel in Form einer homogenen Lösung
aufgetragen. In einer weiteren Ausführungsform des Verfahrens kann
ein gutes Lösungsmittel
für das
Polymer, das jedoch nicht das biologisch wirksame Mittel löst, ausgewählt werden.
Bei diesem Ansatz wird die Polymermittel-Zusammensetzung in Form
einer heterogenen Suspension der Partikel des biologisch wirksamen
Mittels in der Polymerlösung
aufgetragen. Es ist ersichtlich, dass es verschiedene dazwischen
liegende Ausführungsformen geben
kann, bei denen das biologisch wirksame Mittel entweder nur teilweise
in dem ausgewählten
Lösungsmittel
löslich
ist oder seine Löslichkeitsgrenze
während
einer Verdampfung des Lösungsmittels
nach seiner Abscheidung erreicht. Das Ergebnis aufgrund dieser Betrachtungen
wird die Phasenstruktur und Morphologie der Dispersion des biologisch
wirksamen Mittels in der Behälterschicht
und dementsprechend die Parameter, die die Geschwindigkeit und Dauer
einer Freisetzung des biologisch wirksamen Mittels steuern, beeinflussen. Die
Erfindung ist nicht spezifisch auf ein jegliches dieser Verfahren
begrenzt.
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Es
gibt viele Ansätze,
wie die Polymerlösung
aufgetragen wird, um die Behälterschicht
auf der Polymer-gepfropften Bindeschicht-Oberfläche auszubilden. Verfahren,
die herkömmlicherweise
bei Beschichtungsanwendungen bekannt sind, können verwendet werden, sofern
sie eine gute Benetzung der Bindeschicht-Oberfläche durch die Polymerlösung bereitstellen.
Vorzugsweise wird das Auftragungsverfahren die Steuerung der Parameter
der Polymerschicht wie Zusammensetzung, Stärke und Unversehrtheit der
Schicht ermöglichen.
Somit kann die Polymerlösung
auf die Bindeschicht-Oberfläche
durch Eintauchen der zu beschichtenden Oberfläche in die Polymerlösung, durch
Sprühen
der Polymerlösung
auf die Bindeschicht-Oberfläche,
durch Schütten
oder Verteilen der Lösung
auf die Bindeschicht-Oberfläche
oder eine jegliche andere bekannte Technik aufgetragen werden. Nach
Auftragen der Lösung
auf die Bindeschicht-Oberfläche
wird überschüssiges Lösungsmittel
verdampft. Verschiedene Möglichkeiten
für eine
Steuerung der Menge an Lösung, die
auf der Bindeschicht-Oberfläche
vor und während
einer Verdampfung des Lösungsmittels
verbleibt, können
für eine
Steuerung der Stärke
und Homogenität
der Behälterschicht
verwendet werden. Diese Verfahren umfassen ein Verteilen der Lösung und
ein Abstreifen von überschüssiger Lösung durch
Zentrifugalkraft, ein Verteilen und Entfernen der Überschusslösung durch
ein Verteilungswerkzeug, Dosissprühen und diejenigen Verfahren,
die allgemein bei der Polymerbeschichtung bekannt sind.
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In
einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform
werden die Zusammensetzungen der gepfropften Bindeschicht und der
Behälterschicht
derart ausgewählt,
dass mindestens eine Polymerkomponente der Behälterschicht gut mit dem Polymer
der Bindeschicht kompatibel ist. Kompatibilität zwischen den Schichten verbessert
das Benetzen der Bindeschicht durch die Lösung der Behälterschicht
und erleichtert die Bildung einer kontinuierlichen und gut adhärierenden
Polymer-Matrix. Somit kann der Polymerfilm der Behälterschicht derart
entworfen werden, dass er die gewünschte Zusammensetzung, Stärke und
physikalischen Eigenschaften wie Morphologie, Phasenstruktur, Glaspunkt
und Kristallinität
aufweist, während
er fähig
ist, durch eine einfache Beschichtungstechnik aufgetragen zu werden.
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Entsprechend
einer anderen erfindungsgemäßen Ausführungsform
kann die Polymerlösung
der Behälterschicht
ein oder mehrere biologisch wirksame Mittel enthalten, die freigesetzt
werden sollen, wenn eine Vorrichtung mit der Polymer-Matrix in eine
geeignete wässrige
Umgebung gegeben wird. Das biologisch wirksame Mittel kann entweder
in der Lösung
mit dem Polymer gelöst
werden oder es kann in der Lösung
des Polymers in Form von festen Partikeln dispergiert werden. In
jedem Fall wird das biologisch wirksame Mittel in den Polymerfilm
während
der Verfestigung der Polymerschicht durch Lösungsmittelverdampfung eingebaut werden.
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Die
Freisetzungsgeschwindigkeit des biologisch wirksamen Mittels kann
durch die Zusammensetzung und andere Parameter der Polymer-Behälterschicht
gesteuert werden. Die Parameter wie Stärke der Schicht, Morphologie,
Phasenstruktur, Hydrophobizität,
Hydratationsgrad, Verhältnis
von kristallinen und amorphen Phasen, Glaspunkt des Polymers sind
für eine
Steuerung der Freisetzung relevant. Diese Parameter können durch
die Auswahl von Polymeren und deren Auftragungsverfahren gesteuert
werden.
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Es
ist bekannt, dass die stereoregulären Homopolymere wie Poly(L-lactid)
oder Poly(D-lactid) eine semikristalline Struktur aufweisen, wobei
der Gehalt an kristalliner Phase typischerweise bis etwa 60% des
Polymers beträgt.
In einer Ausführungsform
einer Durchführung
der Erfindung wird durch die Verwendung von Copolymeren von D- und
L-Lactid und durch die Veränderung
des Verhältnisses
von L- und D-Stereoisomeren sich
der Gehalt der kristallinen Phase von einem hochgradig kristallinen
Material im Fall von reinem Poly(L-lactid) oder reinem Poly(D-lactid)
zu einem vollständig
amorphen Material im Fall eines Verhältnisses der Stereoisomere
von nahezu 1:1 verändern.
Da die Diffusion von Verbindungen innerhalb der Poly mer-Matrix und
aus der Polymer-Matrix heraus von der Mobilität und Rotationsfreiheit von
Polymerketten abhängt,
wobei die Mobilität
und Rotationsfreiheit stark in dem kristallinen Zustand des Materials
gehindert sind, wird die Diffusion von biologisch wirksamen Mitteln
durch die kristalline Phase der Polymer-Matrix gehindert werden.
Somit wird die Volumenfraktion der kristallinen Phase in der Polymer-Matrix
die Diffusion des biologisch wirksamen Mittels beeinflussen. Daher
kann die Freisetzung des biologisch wirksamen Mittels durch Verwendung
eines Poly(L-lactid-co-D-lactid), worin die Molfraktion von entweder
L-Lactid- oder D-Lactid-Einheiten in dem Copolymer mehr als etwa
0,7 beträgt,
gesteuert werden. Dies ermöglicht,
dass das Copolymer eine semikristalline Struktur aufrecht erhält und die
Diffusion des biologisch wirksamen Mittels behindert.
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Die
kristalline Phase des Polymers wird durch organisierte und dicht
gepackte Polymerketten gebildet. Das biologisch wirksame Mittel,
das in der Polymer-Matrix dispergiert ist, wird größtenteils
aus der kristallinen Phase ausgeschlossen. Dementsprechend sammelt
sich eine bestimmte Menge des biologisch wirksamen Mittels hauptsächlich (in
einer höheren
Konzentration) in der verbleibenden amorphen Phase der Polymer-Matrix
an. So kann ein Depot eines biologisch wirksamen Mittels ausgebildet
werden, von dem aus das biologisch wirksame Mittel mittels Diffusion
durch die amorphe Phase, die mit den kristallinen Domänen verflochten
ist, freigesetzt wird. Der Fluss des Mittels aus dem System kann
des Weiteren durch Abscheidung von zwei oder mehreren darauf folgenden
Unterschichten der Polymer-Behälterschicht
gesteuert werden, worin die innere Unterschicht als ein Depot eines
biologisch wirksamen Mittels (eine Behälter-Unterschicht) dient und
die äußerste Unterschicht
der Behälterschicht
als eine Diffusionsgeschwindigkeits-steuernde Grenze dient, die
auch Teil der Behälterschicht
ist und insbesondere als Hautschicht bezeichnet wird.
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In
einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform
ist die innere Behälterschicht
ein semikristallines Poly(L-lactid-co-D-lactid), worin die Molfraktion
von entweder L-Lactid- oder D-Lactid-Einheiten in dem Copolymer
mehr als etwa 0,7 beträgt,
und eine äußere Behälter-Unterschicht
ist ein amorphes Polymer wie Poly(L-lactid-co-D-lactid), Poly(lactid-co-p-dioxanon)
oder Poly(lactid-co-dioxepanon) oder Gemische davon. Andere bevorzugte
Ausführungsformen
umfassen eine innere Behälter-Unterschicht
mit einem semikristallinen Polymer oder einem semikristallinen Gemisch
von Polymeren, worin das Polymer oder die Polymere Poly(L-lactid),
Poly(glycolid), Poly(lactid-co-glycolid) oder ein Poly(L-lactid-co-D-lactid)
sind, wobei die Molfraktion von L-Lactid-Struktureinheiten 0 bis
0,3 oder 0,7 bis 1,0 beträgt,
und die äußere Behälter-Unterschicht
ist ein amorphes Polymer wie Poly(L-lactid-co-D-lactid), Poly(lactid-co-p-dioxanon),
wobei die Molfraktion der L-Lactid-Struktureinheiten 0,3 bis 0,7
beträgt,
oder Poly(lactid-co-dioxepanon).
-
Des
Weiteren können
andere Gemische in den Behälter-
oder optionalen Grenzschichten verwendet werden. Während Polyester
wie Polylactid (PLA) und Polycaprolacton (PCL) ziemlich hydrophobe
Polymere sind, die einen geringen Grad einer Hydratation aufweisen,
ist Poly(ethylenoxid) (PEO) ein hydrophiles Polymer und ist wasserlöslich. Somit
kann ein Polymerfilm aus Polylactid und einem Polylactid/Poly(ethylenoxid)-Block-Copolymer
ein zweiphasiges System mit einer hydrophoben Phase, die reich an
PLA ist, und einer hydrophilen Phase, die reich an PEO ist, ausbilden.
Der Grad einer Hydratation des Polymers und folglich die Permeabilität des Polymerfilms
für Wasser
und eingebaute hydrophile biologisch wirksame Mittel kann durch Steigerung
der Fraktion an hydrophiler Phase wie PLA/PEO-Block-Copolymer in
dem Gemisch erhöht
werden. Somit kann durch die Veränderung
des PLA/PEO-Copolymers in dem Film die Freisetzungsgeschwindigkeit bestimmter
biologisch wirksamer Mittel gesteuert werden. In ähnlicher
Weise können
abhängig
von dem Grad, zu dem ein biologisch wirksames Mittel hydrophil oder
hydrophob ist, andere Kombinationen von Polymeren für eine Steuerung
der Freisetzungsgeschwindigkeit biologisch wirksamer Mittel verwendet
werden.
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Des
Weiteren kann, während
Polylactid einen Glaspunkt (Tg) von 55 bis
60°C aufweist,
der Tg von Poly(p-dioxanon) in einem Bereich
von –15°C bis –20°C sein. Copolymere
von Lactid und p-Dioxanon können hergestellt
werden, die kristallin sind und dennoch einen Glaspunkt von weniger
als 37°C
aufweisen, was einen formbaren Polymer-Behälterfilm mit guter Permeabilität für eingebaute
Verbindungen ergibt. In einer weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform
kann die Behälterschicht
entweder in einem einzigen Schritt als einzige Schicht oder in mehreren
konsekutiven Schritten, um mehrere Unterschichten zu erzeugen, aufgetragen
werden. Die Zusammensetzung in jeder Schicht oder Unterschicht der
Behälterschicht
kann gleich oder unterschiedlich sein. In einer bevorzugten Ausführungsform
ist die erste Unterschicht der Behälterschicht, die aufzutragen
ist, mit der gepfropften Bindeschicht kompatibel. In den nachstehenden
Schritten können
weitere Polymer-Behälterschichten
mit unterschiedlicher Zusammensetzung auf die erste Behälter-Unterschicht aufgetragen
werden. Dadurch kann unter Verwendung verschiedener Polymerzusammensetzungen
für Unterschichten
in der Masse und an der Oberflä che
ein Behälterschicht-Polymerfilm
mit optimierten Eigenschaften in der Masse (innere Unterschicht)
und an der Oberfläche
(äußere Unterschicht)
geschaffen werden.
-
Es
wird angenommen, dass die Permeationsgeschwindigkeit einer Verbindung
wie eines biologisch wirksamen Mittels durch die Polymerschichten
von der Konzentration der Verbindung in der Polymer-Matrix abhängt. Dementsprechend
können
in einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform die Unterschichten
des Behälterschicht-Polymerfilms
in der Masse und in den Oberflächen-Unterschichten
hinsichtlich des Gehalts an freisetzbar eingebautem biologisch wirksamen
Mittel unterschiedlich sein. Somit können die Schichten oder Unterschichten
des Polymers in der Masse mit einem hohen Gehalt des biologisch
wirksamen Mittels von einer Oberflächen-Schicht (oder -Schichten
oder -Unterschichten) eines Polymers mit einem niedrigen Gehalt
des biologisch wirksamen Mittels bedeckt sein. Bei Verwendung dieses
Ansatzes kann der Gehalt des biologisch wirksamen Mittels in der
Massenschicht oder in der Massen-Unterschicht bis zu der oder über die
Perkulationsgrenze für
die Diffusion des biologisch wirksamen Mittels durch die Polymer-Matrix
angehoben werden, wobei dennoch die Freisetzung des biologisch wirksamen
Mittels aus dem Film immer noch durch die Behälterschicht-Oberflächen-Polymerschicht
gesteuert werden kann. Somit kann die Freisetzungsgeschwindigkeit
des biologisch wirksamen Mittels durch die Zusammensetzung und Stärke der
Behälterschicht-Oberflächen-Schicht
oder -Schichten gesteuert werden. In einer Polymer-Matrix mit mehr als
einer Behälterschicht kann
die äußerste Behälter-Unterschicht
als eine Haut fungieren, d.h. diese Schicht enthält entweder kein biologisch
wirksames Mittel oder seine Konzentration in der Hautschicht ist
signifikant niedriger als die in den darunter liegenden Behälter-Unterschichten.
Die Hautschicht kann verwendet werden, um weiter die Freisetzung
des biologisch wirksamen Mittels zu steuern. Weitere Hautschichten
können
aufgetragen werden, um die Biokompatibilität der Vorrichtung zu verbessern.
-
Die
Polymerschichten können
bis etwa 60 Gew.-% des biologisch wirksamen Mittels, abhängig von den
physikalischen Eigenschaften des biologisch wirksamen Mittels wie
dessen Löslichkeit
in Wasser, seine Kristallformen und Kompatibilität mit der schichtbildenden
Polymer-Matrix enthalten. Es wird angenommen, dass ein Gehalt an
biologisch wirksamem Mittel in der Nähe der oberen Grenze dieses
Bereichs leichter mit Verbindungen mit geringer Löslichkeit
erreicht werden kann, die zugleich eine hohe Adhäsion an das Polymer der Behälterschicht
aufweisen. Auf der anderen Seite müssen biologisch wirksame Mittel
mit großer
Löslichkeit oder
echter Mischbarkeit mit der Polymer-Matrix sich in dem unteren Teil
dieses Bereichs befinden. Ein typischer Bereich des Gehalts an biologisch
wirksamem Mittel für
die meisten anwendbaren Verbindungen wird 0 bis 35 Gew.-% betragen.
Das Gesamtgewicht der Beschichtung (Polymer-Matrix zusammen mit
biologisch wirksamem Mittel) auf der Vorrichtung ist typischerweise
nicht wichtig. Das Gewicht der Beschichtung, das dem biologisch
wirksamen Mittel zuordenbar ist, kann sich auf etwa 0,1 Mikrogramm
bis etwa 10000 Mikrogramm an biologisch wirksamem Mittel pro Quadratzentimeter
an Brutto-Oberflächenbereich
der Vorrichtung belaufen. Insbesondere beträgt das Gewicht der Beschichtung,
das dem biologisch wirksamen Mittel zuordenbar ist, etwa 1 Mikrogramm
bis etwa 5000 Mikrogramm an biologisch wirksamem Mittel pro Quadratzentimeter des
Brutto-Oberflächenbereichs
der Vorrichtung. Diese Menge an biologisch wirksamem Mittel ist
im Allgemeinen erforderlich, um eine angemessene Aktivität unter
physiologischen Bedingungen bereitzustellen.
-
Die
Stärke
der Beschichtung (Polymer-Matrix zusammen mit biologisch wirksamem
Mittel) einer gegenwärtig
bevorzugten Zusammensetzung wird typischerweise etwa 0,03 Mikrometer
bis etwa 100 Mikrometer betragen. Dieser Grad einer Beschichtungsstärke ist
im Allgemeinen erforderlich, um eine angemessene Dichte an biologisch
wirksamem Mittel bereitzustellen, um eine angemessene Aktivität unter
physiologischen Bedingungen bereitzustellen.
-
Wie
vollständiger
in den Beispielen beschrieben, sind die kumulativen Mengen an CVT-313,
die aus Edelstahlplatten freigesetzt werden, die mit Filmen einer
Zusammensetzung aus Polymer und biologisch wirksamem Mittel mit
unterschiedlicher anfänglicher
Beladung des biologisch wirksamen Mittels beschichtet sind, in 3 angegeben.
Alle Kurven weisen eine anfängliche „burst"-Fraktion mit schneller
Freisetzung auf, die innerhalb der ersten Stunden, d.h. nahezu unmittelbar
nachdem die Vorrichtung in Kontakt mit dem wässrigen Medium gegeben wurde,
freigesetzt wird. Diese Menge an „burst" stammt aus der Fraktion des biologisch
wirksamen Mittels, die an der Oberfläche der Polymer-Matrix liegt,
oder aus biologisch wirksamem Mittel, das sich in direktem Kontakt
mit der Polymer/Medium-Grenzfläche
befindet und daher durch einen Konvektionsfluss freigesetzt werden
kann. Die Menge an biologisch wirksamem Mittel, das in der burst-Fraktion
freigesetzt wird, erhöht
sich offenbar proportional zu der anfänglichen Beladung mit biologisch
wirksamem Mittel. Falls es erforderlich wäre, dass die Menge des biologisch
wirksa men Mittels, die in dieser anfänglichen Phase zugeführt wird,
minimiert werden muss, wäre
es innerhalb des erfindungsgemäßen Umfangs,
die an der Oberfläche
abgelagerte Arzneimittelfraktion („burst"-Fraktion) durch Waschen als einen der
Schritte während
der Herstellung der beschichteten Vorrichtung oder vor ihrer Anpassung
für eine
Implantation zu entfernen.
-
Nach
Auswaschen des an der Oberfläche
abgelagerten biologisch wirksamen Mittels wird die Freisetzung des
biologisch wirksamen Mittels durch Auflösen des biologisch wirksamen
Mittels und dessen Diffusion durch die Polymer-Matrix steuerbar.
Die Freisetzungsgeschwindigkeit nimmt mit der anfänglichen
Beladung des biologisch wirksamen Mittels zu. Bei niedrigeren Beladungen,
in Mengen von 10 und 20%, folgen beide Zeitabhängigkeiten der freigesetzten
Menge nahezu Kinetiken nullter Ordnung, wobei die Freisetzungsgeschwindigkeiten
für den
gesamten untersuchten Zeitraum, d.h. bis 60 Tage, nahezu konstant
sind. Der Anstieg der linearen Anpassungen von Daten zwischen 8
Stunden und 56 Tagen stellte die in Tabelle 4 (Beispiele) angegebenen
Freisetzungsgeschwindigkeiten bereit.
-
Unter
Verweis auf 3 können in der Ausführungsform
mit größter Beladung
(25%) zwei Phasen mit schnellerer und geringerer Freisetzung erkannt
und durch zwei lineare Anpassungen angenähert werden. Während in
der schnellen Phase, die etwa 12 Tage dauert, die Freisetzungsgeschwindigkeit
etwa 1280 ng/Tag/cm2 betragen würde, wurde
in der zweiten, langsameren Phase eine Geschwindigkeit von etwa
380 ng/Tag/cm2 beobachtet, was sehr gut
mit der vorhersagbaren Geschwindigkeit/Beladung-Abhängigkeit
auf der Basis des Vergleichs mit Reihen mit geringerer Beladung
zusammenpasst.
-
Diese
Daten zeigen manche erfindungsgemäße Merkmale. Eine dünne Polymer-Matrix
einer Zusammensetzung aus Polymer und biologisch wirksamem Mittel
kann auf der Metalloberfläche
erzeugt werden, die wirksam die Freisetzung des biologisch wirksamen
Mittels für
einen ausgedehnten Zeitraum steuern kann. Unter Verwendung von erfindungsgemäßen Verfahren
kann die Matrix aus Polymer und biologisch wirksamem Mittel in einer
reproduzierbaren Weise erzeugt werden, was es möglich macht, die Freisetzungsparameter
des biologisch wirksamen Mittels zu steuern. Die Monomermatrix aus
Polymer und biologisch wirksamem Mittel ist stabil und ihre Eigenschaften,
durch die die Freisetzung des biologisch wirksamen Mittels in einer
vorhersagbaren Weise gesteuert wird, werden für ausgedehnte Zeitspannen aufrechterhalten.
-
Des
Weiteren ist aufgrund einer kovalenten Bindung der Polymer-Bindeschicht
an die Metalloberfläche
die Polymer-Matrix gegenüber
einem Brechen oder Abschälen
widerstandsfähig.
Die Beispiele 6 und 14 zeigen die günstige Wirkung eines kovalenten
Pfropfens der darunter liegenden Polymer-Bindeschicht an die Metalloberfläche auf
die Stabilität
der abgeschiedenen Behälterschicht
aus Polymer und biologisch wirksamem Mittel und dessen Widerstandsfähigkeit
gegenüber
Bruch, Fragmentierung und Ablösen
von der Oberfläche.
Die überlegene
Adhäsion
als ein Ergebnis der kovalenten Anbindung stellt eine dauerhafte
Polymer-Matrix-Beschichtung für
eine medizinische Vorrichtung bereit, die ein Biegen oder eine Ausdehnung
der Vorrichtung ermöglicht.
-
Die
vorstehende Beschreibung definiert die Hauptmerkmale der Erfindung.
Die nachstehenden Beispiele, die die Erfindung und die Möglichkeiten,
sie auszuführen,
betreffen, werden angegeben, damit der Fachmann leichter die Erfindung
und die bevorzugten Ausführungsformen
davon verstehen kann. Diese Beispiele sind nicht als für die Erfindung
begrenzend zu verstehen und diejenigen Abänderungen der Erfindung, die
nun oder später
durch den Fachmann entwickelt werden können, werden als in den erfindungsgemäßen Umfang,
wie er nachstehend beansprucht wird, fallend betrachtet.
-
Beispiele
-
Beispiel 1 - Pfropfen
von Polylacton an aktivierte Metalloberflächen
-
1.1
Aktivierung der Metalloberfläche
und Polymerpfropfen. Zwanzig nummerierte Stahlplatten (316 Edelstahl
(SS)), jeweils 7 × 7
mm wurden sukzessive mit Hexan, Toluol und Methanol gewaschen, mit
einem Gemisch aus Schwefelsäure
und Wasserstoffperoxid (1:1) eine Stunde bei Umgebungstemperatur
behandelt, sorgfältig
mit Wasser gewaschen und getrocknet. Die Oberfläche der Platten wurde durch
Eintauchen der Platten in eine Lösung
aus 0,2 ml (3-Aminopropyl)triethoxysilan („APTES") (z.B. von Aldrich, Milwaukee, Wisconsin,
USA verfügbar)
und 20 ml Aceton und Erwärmen
unter Rückfluss
für 4 Stunden
aktiviert. Sodann wurden die Platten wiederholt mit Aceton unter
Stickstoff gewaschen und unter vermindertem Druck bei 60°C getrocknet.
Die aktivierten Platten wurden in einen Glasreaktor mit kristallinem
L-Lactid (72 mg, 0,5 mmol) (verfügbar beispielsweise
von Aldrich, Milwaukee, Wisconsin, USA) gegeben. Der Reaktorinhalt
wurde mit trockenem Stick stoff in wiederholten Stickstoff/Vakuumzyklen
gespült
und unter vermindertem Druck getrocknet. Eine Lösung von wasserfreiem Dioxan
(5,0 ml) mit Zinn(II)-Ethylhexanoat (Sn(II)-Octoat, 2 mg (0,005
mmol)) wurde unter inerter Atmosphäre hinzugegeben, um das Lactid
aufzulösen
und die Platten mit Lösung
zu bedecken. Die Lösung
wurde 64 Stunden bei 80°C
gehalten, um die Pfropfungspolymerisation von Lactid auf die funktionellen
Gruppen der Oberfläche
der (Aminopropyl)silan-aktivierten SS-Platten zu vervollständigen.
Die Platten wurden aus dem Polymerisationsgemisch entfernt, mit
heißem
Dioxan und Methanol gewaschen und unter vermindertem Druck auf ein
konstantes Gewicht getrocknet.
-
Das
Vorhandensein und die Menge der gepfropften Poly(lactid)-Schicht
auf den Plattenoberflächen wurde
(a) durch Messen der Gewichtszunahme der Platten nach der Pfropfungspolymerisation
und (b) durch Analyse der chemischen Zusammensetzung an der Oberfläche unter
Verwendung von ESCA (Elektronenspektroskopie für chemische Analyse) bestimmt.
-
1.2
Charakterisierung der gepfropften Polymerschicht durch Messen der
Gewichtszunahme der SS-Platten. Unter Verwendung einer elektronischen
Analysewaage wurden drei Gewichtswerte für jede Platte bestimmt: W(a) – das Gewicht
einer trockenen Platte vor einer Silan-Aktivierung; W(b) – das Gewicht
der trockenen Silan-aktivierten Platte vor Polymerisation und W(c) – das Gewicht
der trockenen Platte nach Polymerisation. Während sich der Unterschied
zwischen W(a) und W(b) als statistisch nicht signifikant herausstellte, betrug
die durchschnittliche Gewichtszunahme ΔW nach Polymerisation, bestimmt
als ΔW =
W(c) – W(b)
2,2 ± 0,9 μg/Platte.
Dies entsprach einer durchschnittlichen Stärke der gepfropften Poly(lactid)-Schicht
von 18 nm, wenn man eine gleichmäßige Bedeckung
der Oberfläche
annimmt.
-
In
Kontrollexperimenten wiesen entsprechende Kontrollplatten, d.h.
beispielsweise Platten, die derselben Polymerisationsreaktion ohne
vorherige Aktivierung durch Silanreagenz unterzogen wurden, und
die Silan-aktivierten Platten, die lediglich gegenüber der
Lactidlösung
ohne Durchführung
der Polymerisationsreaktion ausgesetzt wurden, keine signifikante
Gewichtszunahme auf.
-
1.3
Charakterisierung der gepfropften Bindeschicht durch XPS-Analyse.
Die chemische Zusammensetzung der Oberflächen der Metallplatten, die
eine in Beispiel 1.1 beschrieben hergestellt worden waren, wurde
durch ESCA unter Verwendung einer ESCA 310 (Scienta)-Vorrichtung
analysiert. Typischerweise erfolgten die Messungen in einem Vakuum
von 10-9 mbar. Ein monochromatischer Strahl an AlKα (1486,6
eV) wurde für
eine Elektronenanregung verwendet. Die Auger-Elektronen wurden bei
Winkeln von 10° und
90° nachgewiesen.
Die elementare Zusammensetzung der Oberflächenschicht wurde aus hochauflösenden Spektren
und den integrierten Intensitäten
von entsprechenden Spektrallinien bestimmt. Die gefundenen verschiedenen chemischen
Formen von Elementen wurden basierend auf einem Vergleich von gemessenen
Bindeenergien (eV) mit entsprechenden Werten in einer NIST-Datenbank
identifiziert (NIST-Standard-Referenzdatenbank 20, Version 1.01,
Bickman, D.M. und Wagner, C.D., Gaithersburg, MD 20899, USA, 1989).
Bei der ESCA stammen die angeregten Elektronen aus einer begrenzten
Tiefe der Oberflächenschicht
(von etwa 7 nm). Diese Tiefe hängt
von dem Anregungswinkel ab. Daher wird, wenn die Zusammensetzung
der Schicht mit dem Abstand von der Oberfläche variiert, die durch ESCA
gezeigte Elementarzusammensetzung mit dem Anregungswinkel variieren.
Somit kann aus der Winkelabhängigkeit
der Elementarzusammensetzung die Information der Stärke der
modifizierten Schicht erhalten werden.
-
Die
charakteristischen Daten für
die Oberflächenzusammensetzung
der in Beispiel 1.1 modifizierten Platten sind in Tabelle 1 wiedergegeben.
Atomverhältnisse
von charakteristischen Elementen wurden bei Nachweiswinkeln von
10° und
90° erhalten.
Drei Plattenserien wurden verglichen: A: saubere SS-Platten ohne eine
jegliche Modifikation; B: Silan-aktivierte Platten; C: Silan-aktivierte
Platten mit gepfropftem Poly(L-lactid).
-
-
Die
erste Gruppe von Elementen (Cr, Ni, Fe) ist für die Zusammensetzung der reinen
Metalloberfläche (316
Edelstahl) charakteristisch. Etwas Kohlenstoff (und Sauerstoff)
ist herkömmlicherweise
auf den Oberflächen
von unbehandeltem Metall als eine Verunreinigung vorhanden. Si und
N (zusätzlich
zu Kohlenstoff) sind charakteristische Elemente für die Siloxan-aktivierende
Schicht wie es sich aus ihrem Auftreten an den Oberflächen der
Reihen B und C ergibt. Der verringerte Gehalt an Cr und anderen
Metallen an den Oberflächen
der Reihen B und C bestätigt
die Modifizierung der Oberfläche
durch Silan-Aktivierung und insbesondere die Bedeckung des Metalls
durch Pfropfung von Lactid: Bei Reihe B zeigt der höhere Gehalt
an Si für
einen geringen Einfallwinkel (10°)
an, dass die oberste Schicht reicher an Si ist als tiefere Schichten,
die entsprechend einen höheren
Gehalt an Cr und anderen Metallen aufweisen. Ein praktisch vollständiges Verschwinden
von Elektronen, die aus Cr und anderen metallischen Elementen stammen,
in Reihe C bestätigt
eine vollständige
Bedeckung des Metalls durch das gepfropfte Polymer und macht es
möglich,
eine Minimumstärke
der gepfropften PLLA-Schicht von höher als etwa 10 nm abzuschätzen, was
mit der Stärke
der gepfropften Schicht, wie sie durch Abwiegen bestimmt wurde (Beispiel
1.2), übereinstimmt.
Das Vorhandensein einer signifikanten Schicht an PLA wird auch durch
den erhöhten
Gehalt an Kohlenstoff und dessen Winkelabhängigkeit bestätigt.
-
Die
Analyse der Bindeenergie von emittierten Elektronen stellt Information
bezüglich
der chemischen Formen bereit, in denen die Elemente in der Oberflächen schicht
vorhanden sind, wodurch es ermöglicht
wird, die vermuteten chemischen Prozesse zu bestätigen. Die charakteristischen
Daten, die die Veränderungen
hinsichtlich der Zusammensetzung von charakteristischen chemischen
Gruppierungen nach Pfropfen von Lactid an die Silan-aktivierte Metalloberfläche, wie
in Beispiel 1.1 geschehen, zeigen, sind in Tabelle 2 wiedergegeben.
B: Silan-aktivierte Platten (APTES); C: Silan-aktivierte Platten
mit gepfropftem Poly(L-lactid).
-
-
Das
kovalente Pfropfen, das die Acylierung von funktionellen Gruppen
einbezieht, die in der (Aminopropyl)silan-aktivierten Schicht vorhanden
sind, wird durch die Veränderungen
von charakteristischen chemischen Strukturen bestätigt. An
den (Aminopropyl)silan-aktivierten Oberflächen ist Stickstoff (N, 1s)
in Form von Amin vorhanden. Nach Pfropfen mit Lactid wird die Acylierung
der Amingruppen und Bildung von Amid durch die Veränderung
der Bindeenergie von Stickstoff-Elektronen zu einer Bindeenergie,
die für
Amid charakteristisch ist, bestätigt.
Dementsprechend wird die Bildung der Polyesterstruktur durch die
Zunahme des Gehalts an Carbonylgruppen angezeigt.
-
Das
Vorhandensein von einleitenden Amingruppen auf der Silan-aktivierten
Oberfläche
wurde auch durch Analyse der Molmenge an Amingruppen auf der aktivierten
Oberfläche
wie folgt dokumentiert. Die Platten wurden in eine 0,1%ige Lösung von
2,4,6-Trinitrobenzolsulfonsäure
in 3% Boratpuffer (pH 8,15) für
5 Minuten bei 70°C
eingetaucht. Sodann wurden die Platten sorgfältig mit Wasser gespült, um die
ungebundenen Reaktanten zu entfernen, und mit einer Lösung aus
NaOH (1 mol/l) bei 70°C
10 Minuten behandelt. Die Menge an freigesetzter Picrinsäure wurde durch
reverse Phase-HPLC-Chromatographie bestimmt. Der Gehalt an Aminogruppen,
der durch dieses Verfahren mit unterschiedlichen Ansätzen an
aktivierten SS-Platten
bestimmt wurde, die durch das in diesem Beispiel beschriebene Verfahren
hergestellt worden waren, betrug typischerweise 0,4 bis 1,5 nmol/cm2.
-
1.4
Abscheidung der Behälter-Polymerschicht.
Um die Wirkung der Pfropfungs- (oder
Binde-) Schicht auf die Eigenschaften der Polymer-Beschichtungszusammensetzung
zu bewerten, wurden gesteuerte Experimente mit gut definierten Beschichtungsverfahren
durchgeführt.
Weitere Schichten von Polymeren wurden auf den Polymer-gepfropften
Platten durch Verwendung eines Rotationsbeschichtungsverfahrens
abgeschieden. Im Allgemeinen wurde eine Lösung des Polymers in einem
Lösungsmittel
auf eine Oberfläche
der Platte aufgebracht und darauf durch Rotation der Platte in der
Rotationsbeschichtungsvorrichtung (Headway Instruments) verteilt.
Nach Verdampfen des Lösungsmittels
und Trocknen bei vermindertem Drukc wurde die Menge an abgeschiedenem
Polymer durch Abwiegen bestimmt. Das Oberflächenprofil der Polymerschicht
wurde mittels einer Oberflächen-Profilkorrekturvorrichtung
untersucht (Surface Profiler Tencor, Modell A1faStep 500). Die Stärke der
abgeschiedenen Polymer- (oder Behälter-) Schicht konnte durch
die Konzentration der aufgebrachten Polymerlösung und durch die Rotationsfrequenz
gut gesteuert werden. Des Weiteren konnten mehrere aufeinander folgende
Schichten des Polymers auf die vorherige Schicht durch Anwenden
des gleichen Verfahrens abgeschieden werden. Dieses Verfahren ermöglichte
es, gut definierte Polymerschichten in einer reproduzierbaren Weise
auf gepfropften und nicht-gepfropften Platten auszubilden.
-
Poly(L-lactid)
(PLLA, Mw = 365000) wurde unter Verwendung
des vorstehend beschriebenen Verfahrens als eine Lösung in
Dioxan (2% w/w) auf die Oberflächen
von drei Reihen von SS-Platten (n = jeweils 5), die wie in Beispiel
1.1 hergestellt worden waren, abgeschieden: Reihe D: saubere SS-Platten
ohne eine jegliche Modifikation; Reihe E: Silan-aktivierte Platten
ohne weitere Modifikation; Reihe F: Silan-aktivierte Platten mit gepfropftem Poly(L-lactid).
Vier aufeinander folgende Schichten von Poly(L-lactid) wurden in
jeder Reihe abgeschieden. Die durchschnittlichen abgeschiedenen
Mengen und Stärken
der Polymerschicht sind in Tabelle 3 gezeigt.
-
-
Die
Daten in Tabelle 3 zeigen, dass die Stärke der neu abgeschiedenen
Polymerschicht von den Eigenschaften der darunter liegenden Oberfläche abhängt. Die
Zunahme hinsichtlich der Menge des abgeschiedenen Polymers in den
zweiten und dritten Schichten spiegelt die verbesserte Adhäsion des
Polymers an die darunter liegende Oberfläche wieder, da die Ablagerungen
auf der Schicht des gleichen zuvor abgeschiedenen Polymers erfolgt.
Des Weiteren dringt, wenn die zweite und jegliche darauf folgende
Schichten abgeschieden werden, das Lösungsmittel der aufgetragenen
Lösung
teilweise in das darunter liegende Polymer ein, wodurch die Aufbringungslösung viskoser
verbleibt und die Stärke
der aufgebrachten Schicht zunimmt. Während die Unterschiede hinsichtlich
dieser Wirkungen bezüglich
der dritten und jeglicher darauf folgender Schichten vernachlässigbar
sind, spiegeln die Unterschiede zwischen den Reihen D, E und F hinsichtlich
der in der ersten Schicht abgeschiedenen Menge deren Unterschiede
in den Oberflächeneigenschaften
wieder. Die signifikant höhere
Menge des in Reihe F im Vergleich zu den Reihen D und E abgeschiedenen
Polymers spiegelt die stärkere
Adhäsion
des abgeschiedenen Polymers an die darunter liegende kovalent gepfropfte
Polymer-Bindeschicht, sowie eine Penetration von Lösungsmittel
in diese wieder.
-
Die
abgeschiedene Polymerschicht (oder Behälterschicht) kann in einem
geeigneten Lösungsmittel gelöst und vollständig von
den Platten abgewaschen werden. In dem vorstehend beschriebenen
Experiment wurden die Plattenreihen mit den abgeschiedenen PLLA-Schichten
sorgfältig
mit Chloroform gewaschen, das ein gutes Lösungsmittel für PLLA ist.
In den Platten der Reihe F verblieb die kovalent gepfropfte Polylactid-Schicht
auf der Oberfläche
der Platte selbst nach ausgedehntem Waschen der abgeschiedenen PLLA-Schicht
(eine Behälter-Schicht)
und ihr fortwährendes
Auftre ten auf der Metalloberfläche
wurde sowohl durch XPS-Analyse als auch durch Oberflächen-Profilverfahren,
wie vorstehend beschrieben, bestätigt.
Bei den Reihen E und D verursachte das Waschen von abgeschiedenem
PLLA (eine Behälter-Schicht) ein vollständiges Entfernen
von abgeschiedenem PLLA und ihre Oberflächen-Eigenschaften, wie durch
die vorstehenden Verfahren bestimmt, zeigten silanisierte und reine
Metalloxid-Oberflächen
bei den Reihen (E) bzw. (D).
-
Diese
Experimente zeigen, dass das erfindungsgemäße Pfropfungsverfahren eine
kovalent gebundene Polymerschicht (eine Bindeschicht) auf der Metalloberfläche erzeugt.
Die Bindeschicht ist gegenüber
einer Entfernung durch Auflösen
in einem guten Lösungsmittel
für das
Polymer widerstandsfähig.
Die kovalent gepfropfte Bindeschicht verbessert die Adhäsion der
benachbarten Schicht (Schichten) eines kompatiblen Polymers, die
darauf abgeschieden ist (als die Behälterschicht).
-
Beispiel 2 - Oberflächenaktivierung
mit APTES in der Dampfphase
-
SS-Platten,
die ähnlich
zu denjenigen in Beispiel 1.1 waren, wurden mit Toluol, Methanol
und destilliertem Wasser gespült,
mit Stickstoff trocken geblasen und in eine Vakuumkammer eines Radiofrequenz-Glimmentladung
(RFGD)-Plasmagenerators (Modell 220RGD-200, REFLEX Analytical Corp.,
Ridgewood, NJ) gegeben. Die Platten wurden mit Argonplasma 3 bis
5 Minuten (80 bis 100 W, 1 bis 10 mbar) behandelt. Mit Hilfe dieses
Verfahrens hergestellte Oberflächen
zeigten keine organische Kontamination gemäß ESCA-Analyse. Die frisch
Plasma-gereinigten Platten wurden in einen Glasbehälter gegeben,
wo sie in einer PTFE-Halterung fixiert wurden, die ihre flachen
Oberflächen
in einer Position gegenüber
der Flüssigkeit
am Boden des Behälters
hielt. Der Behälter
wurde mit Wasserdampf-gesättigtem
Stickstoff gespült
und 0,5 ml APTES wurden unter Stickstoff auf den Boden getropft.
Die Platten wurden gegenüber
APTES-Dampf für
Intervalle von 10 Minuten bis 16 Stunden ausgesetzt. Nach Aussetzen
gegenüber
Silan-Dampf wurden die Platten aus dem Behälter entfernt, mit Stickstoff
gespült,
evakuiert und in einem Vakuumofen auf 60°C zwei Stunden erhitzt, um restlichen
physikalisch adsorbierten Silan-Reaktanten zu entfernen.
-
Die
Amin-funktionellen Gruppen auf der aktivierten Oberfläche wurden
wie folgt bestimmt. Die Platten wurden in eine Lösung von 2,4,6-Trinitrobenzolsulfonsäure in 3%
Boratpuffer (pH 8,15) 5 Minuten bei 70°C eingetaucht. Sodann wurden
die Platten sorgfältig
mit Wasser gespült,
um die nicht-gebundenen Reaktanten zu entfer nen, und mit einer Lösung von
NaOH (1 moll–1)
bei 70°C
10 Minuten behandelt. Die Menge an freigesetzter Picrinsäure wurde
durch eine reverse Phase-HPLC-Chromatographie bestimmt. Der Gehalt
an Aminogruppen betrug 0,6, 0,9 bzw. 1,2 nmol/cm2 für Platten
die mit SAR 10, 30 bzw. 60 Minuten behandelt worden waren. Der Gehalt
an Amingruppen auf der Oberfläche
erreichte nach 60 Minuten Exposition Sättigung.
-
Die
aktivierten Platten wurden durch in situ-Polymerisation von L-Lactid
in Dioxan durch das in Beispiel 1.1 beschriebene Verfahren gepfropft.
Die Pfropfungswirksamkeit, die anhand der ESCA-Analyse bestimmt wurde,
und die Stärke
der gepfropften Schicht waren im Wesentlichen zu Beispiel 1.1 identisch.
-
Beispiel 3 - Bis-N-(2-hydroxyethyl)aminopropyltriethoxysilan
als Silan-aktivierendes Reagenz
-
Bis-N-(2-hydroxyethyl)aminopropyltriethoxysilan
wurde anstelle von APTES als ein Silan-Aktivierungsreagenz (SAR)
in der in Beispiel 1.1 beschriebenen Weise verwendet. Durch Durchführen der
Pfropfungspolymerisation gemäß dem Beispiel
1 wurden Metalloberflächen
mit einer durchschnittlichen Menge an 2,6 ± 0,8 μg/cm2 an
kovalent gebundenem Polylactid erhalten. Die Platten wurden weiter
für ein
Abscheiden der Behälter-Polymerschicht
verwendet, wie es in Beispiel 1.4 beschrieben wurde.
-
Beispiel 4 - Pfropfen
von Poly(D,L-lactid) auf APTES-aktivierte Metalloberfläche
-
10
Stücke
von SS-Platten, die zu den in Beispiel 1 beschriebenen analog waren,
wurden durch die Reaktion mit APTES wie in Beispiel 1 aktiviert,
um Metalloberflächen
mit einem durchschnittlichen Gehalt an Amingruppen von 0,8 nmol/cm2 bereitzustellen. Die aktivierten Platten
wurden in eine Glasampulle gegeben und 2,9 g kristallines D,L-Lactid
(Smp. 125°C)
und 40 mg Zinn(II)octanoat wurden hinzugegeben. Die Ampulle wurde
mit trockenem Stickstoff unter Verwendung von wiederholten Vakuum/Stickstoff-Zyklen
gespült,
bei 60°C
unter stark vermindertem Druck zwei Stunden gehalten und unter vermindertem
Druck verschlossen. Die verschlossene Ampulle wurde in einem Ölbad auf
180°C erhitzt,
um das Lacton zu schmelzen. Während
darauf geachtet wurde, dass alle Platten in der Lactonschmelze eingetaucht
waren, wurde die Reaktion 24 Stunden bei 180°C gehalten. Während die ser
Zeitspanne wurde die Lactonschmelze viskos. Beim Herausnehmen aus dem
Heizbad verfestigte sich die Lactonschmelze zu einem glasartigen
Feststoff. Das feste Polymer wurde in Chloroform gelöst, die
Platten entfernt und wiederholt mit heißem Dichlorethan gewaschen
und in einem Strom an Stickstoff und unter vermindertem Druck getrocknet.
Das Vorhandensein von auf das Metall gepfropften Poly(D,L-lactid)
(PDLLA), d.h. das Polymer, das auf der Oberfläche nach sorgfältigem Waschen
mit dem Lösungsmittel
verblieb, wurde durch die in Beispiel 1 beschriebenen Verfahren
bestätigt.
Die durchschnittliche Stärke
der gepfropften Polylactid-Schicht
wurde auf etwa 20 nm bestimmt. Die PDLLA-gepfropften Platten waren
für ein
Abscheiden einer Polymer-Beschichtungsschicht (Behälterschicht)
in einer ähnlichen
Weise wie sie in Beispiel 1 beschrieben wurde geeignet.
-
Beispiel 5 - Freisetzung
von biologisch wirksamem Mittel aus einer beschichteten Metalloberfläche
-
SS-Platten
(7,1 × 7,1
mm, Oberflächenbereich
~ 50 mm2), die zu den in Beispiel 1 beschriebenen
analog waren, wurden durch die Reaktion mit APTES aktiviert und
durch Polymerisation von Lactid wie in Beispiel 1.1 gepfropft, um
eine PLA-Bindeschicht auf den Metalloberflächen mit einem durchschnittlichen
Gehalt an gepfropftem PLA von 3,5 Mikrogramm/cm2 bereitzustellen.
-
Weitere
PLA-Schichten (Behälterschichten)
mit einem biologisch wirksamen Mittel wurden auf die gepfropften
Platten aufgebracht. Die Schichten aus Polymer und biologisch wirksamem
Mittel wurden auf eine Seite einer jeden SS-Platte durch Auftragen
einer Dioxanlösung
von PLA und dem biologisch wirksamen Mittel und Verteilen auf der
Oberfläche
der Platte durch deren Rotation in einer Rotationsbeschichtungsvorrichtung (Headway
Instruments) aufgebracht. Das Lösungsmittel
wurde aus der aufgebrachten Schicht der Polymerlösung verdampft, um den Polymerfilm
(als eine Behälterschicht)
zu verfestigen. Eine weitere Schicht der Zusammensetzung aus dem
Polymer und dem biologisch wirksamen Mittel wurde in der gleichen
Weise aufgebracht (um eine weitere Unterschicht der Behälterschicht
auszubilden), sobald die vorherige vollständig getrocknet war. Die durchschnittliche
Stärke
der Behälterschicht
wurde durch Abwiegen bestimmt. Die tatsächliche durchschnittliche Ladung
mit dem biologisch wirksamen Mittel für eine jegliche bestimmte Sequenz
eines Abscheidens von Film aus Polymer und biologisch wirksamem
Mittel wurde durch Auflösen
von Filmen aus einer Kontrollreihe von Platten und Messen des Gehalts
an biologisch wirksamem Mittel in der wiedergewonnenen Lösung bestimmt.
-
Das
verwendete PLA-Polymer war Poly(D,L-lactid) (PDLLA, MW = 800000)
und seine Konzentration in der Dioxanlösung betrug 18 mg/ml. Das biologisch
wirksame Mittel, CVT-313, ist ein Purin-Derivat, von dem gezeigt
wurde, dass es ein CDK2-Inhibitor ist (Brooks, E.E. et al., J. Biol.
Chem. 1997, 272, 29207).
-
Drei
Reihen, G, H und J, von beschichteten Platten wurden durch Aufbringen
der Lösungen
mit der gleichen Konzentration an PDLLA und dem biologisch wirksamen
Mittel in der Konzentration von 2, 4 bzw. 6 mg/ml hergestellt. Die
PDLLA-CVT-313-Behälterschichten
wurden durch Aufbringen von zwei darauf folgenden Unterschichten
für jede
Platte hergestellt, wodurch Beschichtungen mit einer durchschnittlichen
Stärke von
2,9 Mikrometern und einem durchschnittlichen Gehalt an CVT-313 in
der Polymer-Matrix der Reihen G, H und J von 10,3, 18,9 bzw. 25,1%
(w/w) bereitgestellt wurden.
-
Die
einseitig beschichteten SS-Platten wurden in eine gepufferte Kochsalzlösung mit
einem pH-Wert von 7,4 in einer verschlossenen Spektrophotometer-Zelle
suspendiert, wobei die beschichtete Oberfläche gegenüber der Lösung ausgesetzt war. Die Zelle
wurde in eine Metallhalterung gegeben, was ermöglichte, dass der Puffer bei
einer konstanten Geschwindigkeit mit Hilfe eines Magnetrührers gerührt wurde
und die Temperatur konstant bei 37°C gehalten wurde. Die Inkubation
der Platten mit der Polymer-Matrix aus Polymer und biologisch wirksamem
Mittel erfolgte für
zwei Monate. In diesem Zeitraum wurde die Konzentration des in den Puffer
freigesetzten biologisch wirksamen Mittels durch Messung von UV-Absorptionsspektren
der Lösung
bestimmt. Die Menge an freigesetztem biologisch wirksamen Mittel
wurde anhand der Konzentration an biologisch wirksamem Mittel und
dem Volumen der Empfängerlösung bestimmt
und gegen die Inkubationszeit aufgetragen. Die tägliche Freisetzung wurde aus
linearen Anteilen der Freisetzungsprofile bestimmt. Die kumulativen
Mengen an CVT-313, die aus den drei Reihen von Platten freigesetzt
wurden, die mit Polymer-Matrix-Filmen aus Polymer und biologisch
wirksamem Mittel bei unterschiedlicher anfänglicher Beladung mit biologisch wirksamem
Mittel beschichtet worden waren, sind in 3 dargestellt.
Die durchschnittlichen Werte von dreifachen Freisetzungsdaten sind
gegen eine lineare Zeitskala aufgetragen.
-
Nach
60 Tagen wurden die Platten aus dem Puffer entfernt, mit Wasser
gespült
und unter vermindertem Druck getrocknet. Der Gehalt an restlichem
Mittel in der Polymerbeschichtung wurde durch Auflösen der Beschichtung
in Chloroform und Messen des Gehalts an Mittel in der Lösung durch
HPLC bestimmt. Eine Zusammenfassung der quantitativen Daten ist
in Tabelle 4 angegeben.
-
-
- (a) aus der linearen Anpassung der freigesetzten Menge gegenüber Zeitabhängigkeiten
extrapoliert;
- (b) basierend auf der anfänglichen
Phase mit schneller Freisetzung (vgl. 3);
- (c) basierend auf der zweiten Phase mit langsamer Freisetzung
(vgl. 3).
-
Beispiel 6 - Wirkung der
Beschichtungsstabilität
auf die Freisetzung des biologisch wirksamen Mittels
-
Drei
Reihen von SS-Platten (n = jeweils 6), die analog zu denjenigen
aus Beispiel 1 waren, wurden hergestellt. Reihe K bestand aus Platten,
die durch Reaktion mit APTES aktiviert und sodann mittels in situ-Polymerisation
von Poly(D,L-lactid) unter Verwendung des in Beispiel 1 beschriebenen
Verfahrens gepfropft worden waren. Reihe L bestand aus Platten,
die durch Reaktion mit APTES als einem Silan- aktivierenden Agenz nur aktiviert worden
waren. Die Reihe M bestand aus reinen gesäuberten SS-Platten ohne eine
weitere Modifikation.
-
Eine
Behälterschicht
der gleichen Lösung
aus PDLLA/GVT-313-Polymer/biologisch wirksamem Mittel wurde durch
Rotationsgießen
aus einer Dioxanlösung
auf einer Seite der Platten auf allen drei Reihen K, L und M unter
Verwendung des in Beispiel 5 beschriebenen Verfahrens abgeschieden.
Die durchschnittliche Stärke der
abgeschiedenen Beschichtungen betrug 3,1 ± 0,2 Mikrometer und der durchschnittliche
Gehalt an CVT-313 in der abgeschiedenen Behälterschicht betrug 11,4 ± 0,3%
(w/w) für
alle drei Reihen. Die Platten wurden einzeln in eine Phosphat-gepufferte
Kochsalzlösung
eingetaucht (PBS, pH 7,4) und die Freisetzung des biologisch wirksamen
Mittels aus jeder Platte wurde wie in Beispiel 5 beschrieben untersucht.
-
Bei
Reihe K (Lösung
aus Polymer/biologisch wirksamem Mittel, abgeschieden auf PLA-gepfropfte Oberfläche) wurden
Freisetzungsprofile, die nahezu denjenigen für Reihe H von Beispiel 5 entsprachen,
für alle
Platten in der Reihe (n = 6) festgestellt. Die durchschnittliche
Freisetzungsgeschwindigkeit in dem Zeitraum zwischen dem ersten
und zwölften
Tag betrug 208 ± 12
ng/Tag/cm2. Die durchschnittliche Fraktion
des in der Polymer-Matrix nach 12 Tagen des Freisetzungsexperiments
verbleibenden biologisch wirksamen Mittels betrug 78 ± 6% der
ursprünglichen
Beladung. Eine Untersuchung der Behälterschicht unter einem optischen
Mikroskop zeigte eine ungestörte
gleichmäßige Polymer-Matrix über der
gesamten Plattenoberfläche.
-
In
Reihe L (Zusammensetzung aus Polymer/biologisch wirksamem Mittel,
abgeschieden auf SS, modifiziert durch lediglich Silanaktivierung)
wiesen die Freisetzungsprofile eine starke Zunahme der Freisetzungsgeschwindigkeit
ausgehend von dem zweiten Tag des Freisetzungsexperiments in manchen
Platten auf. Innerhalb von vier Tagen näherte sich die Fraktion des
biologisch wirksamen Mittels, das in das Medium freigesetzt wurde,
100% für
alle Platten in der Reihe. Die Untersuchung der Behälterschicht
unter dem Mikroskop zeigte ein progressives Brechen der Behälterschicht
ausgehend vom zweiten Tag des Experiments, gefolgt von einem Abschälen von
Fragmenten des Polymerfilms von der Oberfläche.
-
Bei
Reihe M (Zusammensetzung aus Polymer/biologisch wirksamem Mittel,
direkt auf die reine Metalloberfläche abgeschieden) waren die
Freisetzungsprofile analog zu denjenigen der Reihe L. Die Störung hinsichtlich
der Freisetzungsgeschwindigkeit aufgrund einer Fragmentierung der
Behälterschicht
und deren Abschälen
von der Metalloberfläche
begann innerhalb von 24 Stunden, nachdem die Platten in PBS eingetaucht worden
waren. Die visuelle Untersuchung unter einem Mikroskop bestätigte eine
unzureichende Adhäsion
des abgeschiedenen Films aus Polymer/biologisch wirksamem Mittel
an die Oberfläche.
-
Beispiel 7 - Freisetzung
von biologisch wirksamem Mittel aus Beschichtung mit PDLLA-Haut
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Zwei
Reihen von SS-Platten, N und P, wurden durch Silanaktivierungsreagenz
behandelt und durch in situ-Polymerisation von Lactid gepfropft,
wobei die Verfahren, die in Beispiel 1 beschrieben sind, eingesetzt wurden.
Bei beiden Reihen wurde eine Seite der Platten mit einem Oberflächenbereich
von 50 mm2 durch eine Zusammensetzung aus
Polymer/biologisch wirksamem Mittel, die aus Poly(L-lactid) (PLLA)
und CVT-313 bestand, beschichtet (Behälterschicht gebildet), wobei
diese in zwei Unterschichten als eine Lösung in Chloroform unter Verwendung
des Rotationsbeschichtungsverfahrens aufgebracht wurde. Die durchschnittliche
Filmstärke
der PLLA/CVT-313-Zusammensetzung betrug 2,74 ± 0,16 Mikrometer und der
durchschnittliche Gehalt an CVT-313 in dem Film betrug 28,8 ± 1,2%
(w/w). Bei Reihe N (n = 4) wurde eine zusätzliche Beschichtungsschicht
von reinem PDLLA (eine „Haut" ohne das Mittel)
auf den PLLA/CVT-313-Film aufgebracht. Die Platten der Reihe P (n
= 4) wurden ohne eine jegliche weitere Modifikation verwendet.
-
Die
Platten beider Reihen wurden in eine gerührte PBS-Lösung eingetaucht und die Freisetzung
an biologisch wirksamem Mittel in die Lösung festgehalten. Die Zeitprofile
der Freisetzung von CVT-313 aus der PLLA-Matrix und PLAA-Matrix
mit PDLLA-„Haut" sind in 4 gezeigt.
Die Freisetzungsparameter beider Systeme sind in Tabelle 5 zusammengefasst.
-
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- (a) durchschnittliche Werte, n = 4
- (b) aus 2,74 μm
PLLA/CVT-313-Matrix und 0,32 m PDLLA-Haut zusammengesetzt
- (c) Hautschicht ist bei der Berechnung eingeschlossen
-
Beispiel 8 - Freisetzung
von biologisch wirksamem Mittel aus einer Beschichtung von Knochenfixierungsplatten
-
Knochenfixierungsplatten
(Edelstahl, 7 × 49
mm) wurden durch die Reaktion mit APTES aktiviert und sodann durch
in situ-Polymerisation von D,L-Lactid gemäß Beispiel 4 gepfropft.
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Die
gepfropften Platten wurden durch eine Poly(D,L-lactid)/Dexamethason-Zusammensetzung
durch ein Tauchbeschichtungsverfahren wie folgt beschichtet. Die
Platte wurde an einem Drahtbügel
durch ein Loch in der Platte hängend
in eine Lösung
von PDLLA und Dexamethason in Chloroform etwa 10–15 Sekunden getaucht und aus
der Lösung
in einer vertikalen Position entfernt. Der Überschuss der Lösung, der
sich am unteren Ende der Platte ansammelte, wurde durch Tupfen mit
einem Papiertuch abgetrocknet. Die mit der Gemischlösung benetzte
Platte wurde sodann flach in einem Träger positioniert, der sie in
einer horizontalen Position hielt, und getrocknet. Das Trocknen
erfolgte bei Raumtemperatur unter einem Stickstoffstrom (2 Stunden),
gefolgt von einem Trocknen in einem Vakuumofen bei 50°C (16 Stunden).
Durch Verdampfen des Lösungsmittels
wurde eine durchgehende Schicht an Film aus Polymer/biologisch wirksamem
Mittel ausgebildet. Die Menge der abgeschiedenen Zusammensetzung
aus Polymer/biologisch wirksamem Mittel wurde durch Abwiegen bestimmt.
-
Unter
Verwendung des vorstehenden Verfahrens wurden zwei Reihen von Platten
hergestellt. Das verwendete Polymer war Poly(D,L-lactid) (PDLLA,
MW = 800000). Das Mittel war Dexamethason (Sigma, Katalognr.: D
1756). Die Zusammensetzung von PDLLA/Dexamethason-Lösungen in
Chloroform, die für
ein Tauchbeschichten verwendet wurden, war wie folgt: Reihe A (n
= 3); PDLLA, 17,05 mg/ml, Dexamethason 4,15 mg/ml; Reihe B (n =
3): PDLLA, 18,05 mg/ml, Dexamethason, 2,64 mg/ml. Die durchschnittliche
Stärke
des Films in beiden Reihen betrug etwa 1,6 μm (bestimmt anhand des Gewichts
der Beschichtung und des Oberflächenbereichs
der Platten). Basierend auf der Zusammensetzung der Beschichtungslösung betrug
die anfängliche
Beladung mit dem biologisch wirksamen Mittel 19,6% w/w bzw. 12,8%
w/w für
die Reihen A bzw. B.
-
Die
Freisetzung von Dexamethason aus Platten in einer simulierten Körperflüssigkeit
(gepufferte isotonische Kochsalzlösung mit Rinderserumalbumin)
wurde 12 Tage bei 37°C
aufgezeichnet. Die Menge an freigesetztem Dexamethason wurde durch
HPLC in den Proben bestimmt, die der Inkubationslösung bei
ausgewählten
Zeitintervallen entnommen worden waren. Die erhaltenen Freisetzungsprofile,
ausgedrückt
als eine kumulative Fraktion von mit der Zeit freigesetztem biologisch
wirksamem Mittel, sind in 5 angegeben.
-
Die
Daten in 5 zeigen, dass die Polymer-Beschichtungszusammensetzung
mit der Fähigkeit
ausgestattet war, die Freisetzung von eingebautem antiphlogistischem
Arzneimittel, Dexamethason, für
eine ausgedehnte Zeitspanne zu steuern und das Arzneimittel in einer
vorhersagbaren Weise in die Umgebung wie eine simulierte Körperflüssigkeit
abzugeben. Die Freisetzungsgeschwindigkeit und somit die täglich abgebende
Dosis des Arzneimittels war abhängig
von der Arzneimittelbeladung in der Zusammensetzung.
-
Beispiel 9 - Freisetzung
von biologisch wirksamem Mittel aus beschichteten Koronarstents
-
Eine
Reihe (n = 5) von Ballon-erweiterbaren Koronarstents (Edelstahl,
3 × 16
mm) (Pulse Corporation) kann Oberflächen-aktiviert (um eine aktivierende
Schicht auszubilden) und mittels in situ-Polymerisation von D,L-Lactid
unter Verwendung des in Beispiel 2 beschriebenen Verfahrens gepfropft
werden (um eine Bindeschicht auszubilden). Die gepfropften Stents
können
mit einer Zusammensetzung, die aus 78% Poly(lactid-co-glycolid)-Copolymer
(Lactid/Glycolid-Verhältnis:
15/85) und 22% Natriumwarfarin (ein Antikoagulationsstoff, MW 330)
besteht, durch Auftragen des Gemisches beider Komponenten als eine
Lösung
in Hexafluorpropanol (HFP) mittels Eintauchen des Stents in die
Lösung
beschichtet werden (um eine Behälterschicht
auszubilden). Der Film aus Polymer/biologisch wirksamem Mittel sollte
durch Verdampfen des Lösungsmittels
unter vermindertem Druck verfestigt werden. Nach vollständiger Entfernung
von HFP kann eine weitere Beschichtungsschicht (eine Grenz- oder
Hautschicht) an Poly(D,L-lactid) aus der Lösung von PDLLA in Aceton wie
in Beispiel 7 beschrieben aufgebracht werden.
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Die
Freisetzung von Warfarin aus dem beschichteten Stents in simuliertem
Blutplasma (gepufferte isotonische Kochsalzlösung mit Rinderserumalbumin)
kann wie in den Beispielen 5 bis 8 beschrieben aufgezeichnet werden.
Die Menge an freigesetztem Warfarin kann durch eine reverse Phase-HPLC
in 24 Stunden-Intervallen bestimmt werden. Basierend auf der Analyse
der Freisetzungsprofile sollten die so hergestellten beschichteten
Koronarstents eine anhaltende Freisetzung des Antikoagulationsmittels
in einer Dosis von 0,85 μg/Tag/Stent
für einen
Zeitraum von mehr als 8 Tagen bereitstellen, wobei die Dosis lokal
an die Implantationsstelle verabreicht werden könnte. Die Freisetzung des Antikoagulationsmittels
kann so die Leistung des Stents nach seiner Implantation verbessern.
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Beispiel 10 - Freisetzung
von biologisch wirksamem Mittel aus beschichteten mandibulären Implantaten
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Ein
mandibuläres
Implantat aus Titan kann mit Sauerstoff-RFGD-Plasma behandelt und
sodann durch die Reaktion mit Bis-N-(2-hydroxyethyl)aminopropyltriethoxysilan
in einer Dampfphase Oberflächen-aktiviert werden
(um die aktivierende Schicht auszubilden). Die aktivierte Oberfläche kann
durch die in situ-Polymerisation von ε-Caprolacton in THF mit Zinn(II)-Ethylhexanoat
als ein Katalysator ge pfropft werden (um die Bindeschicht auszubilden).
Die Stärke
der resultierenden gepfropften (Binde-) Schicht kann mittels einer
Oberflächen-Profilkorrektureinrichtung
(Tencor, Modell A1faStep 500) bestimmt werden und liegt vermutlich
in einem Bereich von 10 bis 30 nm. Das gepfropfte Implantat kann
mit einer Zusammensetzung, die aus 74% Poly(caprolacton) (MW 80000)
und 26% Mitomycin besteht, als eine Lösung in Chloroform durch Sprühen der
Lösung auf
das Implantat in Schichten beschichtet werden (um eine Behälterschicht
auszubilden). Jede gesprühte
Unterschicht an Lösung
sollte in einem Strom an heißem
Stickstoff getrocknet werden, bevor eine weitere Schicht aufgetragen
wird. Die oberste Schicht (Grenz- oder Hautschicht) kann aus einer
Lösung
von lediglich Poly(caprolacton) ohne das biologisch wirksame Mittel
aufgetragen werden. Die durchschnittliche Stärke der Gemischbeschichtung
(Polymer-Matrix zusammen mit biologisch wirksamem Mittel) auf der
Implantatoberfläche liegt
vermutlich in einem Bereich von 15–20 μm. Somit kann ein medizinisches
Implantat, das eine Dosis von 180 μg/Tag/cm2 eines
antiproliferativen und antimikrobiellen Mittels in einer anhaltenden
Weise freisetzt, hergestellt werden.
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Beispiel 11 – Die Freisetzung
von CVT-313 aus beschichteten Koronarstents
-
Eine
Reihe (n = 3) von Ballon-erweiterbaren Koronarstents (Edelstahl,
16 mm) (Pulse Corporation) wurde durch die Reaktion mit APTES Oberflächen-aktiviert
und durch in situ-Polymerisation von L-Lactid unter Verwendung des
in Beispiel 1 beschriebenen Verfahrens gepfropft (Bindeschicht).
Die gepfropften Stents wurden durch eine Zusammensetzung, die aus
Poly(D,L-lactid) (PDLLA, Mw = 625000) und einem biologisch wirksamen
Mittel bestand, beschichtet (Behälterschicht).
Das Mittel, CVT-313,
ist ein Purin-Derivat, von dem gezeigt wurde, dass es ein CDK2-Inhibitor
ist (Brooks, E.E. et al., J. Biol. Chem. 1997, 272, 29207).
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Die
Beschichtung (Behälterschicht)
von Stents wurde durch Sprühen
einer Lösung
von PDLLA (56,0 mg) und CVT-313 (4,35 mg) in Dioxan (8,60 ml) auf
dem rotierenden Stent unter Verwendung einer Mikrosprühvorrichtung
mit Stickstoff als einem Trägergas
erreicht. Das Lösungsmittel
wurde bei Raumtemperatur verdampft und schlussendlich unter vermindertem
Druck getrocknet. Eine gleichmäßige, kontinuierliche
und glatte Beschichtungsschicht (Behälterschicht) auf allen Oberflächen der
Stentstreben wurde mit einer durchschnittlichen Stärke von
etwa 1,1 μm
erhalten. Das durchschnittliche Gesamtgewicht der Beschichtungsschicht
auf dem Stent betrug 65,9 ± 2,2 μg und der
durchschnittliche Gehalt des wirksamen Mittels in der Beschichtungszusammensetzung
(Behälterschicht)
betrug 7,2% w/w.
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Die
Freisetzung von CVT-313 aus den beschichteten Stents in Phosphat-gepufferter
isotonischer Kochsalzlösung
wurde unter einer konstanten Rührgeschwindigkeit
der Lösung
bei 37°C
für 35
Tage aufgezeichnet. Die Menge an freigesetztem Mittel (CVT-313)
wurde durch HPLC bestimmt. Basierend auf der Analyse der Freisetzungsprofile
stellten die so hergestellten beschichteten Koronarstents eine anhaltende
Freisetzung von CDK2-Inhibitor für
eine Zeitspanne von mehr als 35 Tagen bereit. Während der Zeitspanne zwischen Tag
1 und Tag 35 war das Freisetzungsprofil nahezu linear bei einer
durchschnittlichen Dosis von freigesetztem CVT-313 von 72 ng/Tag/Stent.
Während
dieser Zeitspanne wurden etwa 51% des eingebauten Mittels freigesetzt.
Die Analyse der Restmenge in der Beschichtungsmatrix ergab, dass
48% der ursprünglichen
Menge an Mittel immer noch intakt in der Beschichtungsmatrix verblieben
waren. Bei Berücksichtigung
der Restmenge an Mittel und der durchschnittlichen Freisetzungsgeschwindigkeit
am Tag 35 bei Beendigung des Experiments kann man extrapolieren,
dass die Freisetzungskapazität
der Vorrichtung für
das Mittel insgesamt etwa 70 Tage beträgt. Das Freisetzungsprofil
und die Veränderung
der Freisetzungsgeschwindigkeit zwischen einzelnen Stents in der
Reihe ist in den 6 und 7 gezeigt.
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Beispiel 12 - Die Freisetzung
von bioaktivem Mittel aus semikristallinen und amorphen Matrizen
-
SS-Platten
(7,1 × 7,1
mm, Oberflächenbereich
~ 50 mm2), die zu denen in Beispiel 1 beschriebenen analog
waren, wurden durch die Reaktion mit APTES aktiviert und durch Polymerisation
von Lactid wie in Beispiel 1.1 gepfropft. Eine PLA-Polymer-Behälterschicht
mit einem biologisch wirksamen Mittel wurde auf die gepfropfte Lactidschicht
durch Rotationsbeschichten aus einer Polymer-Mittel-Lösung aufgebracht.
-
Die
für die
Behälterschichten
verwendeten Polymere waren
- (a) Poly(D,L-lactid),
(PDLLA, MW = 800000)
- (b) Poly(L-lactid), (PLLA, MW = 365000) und
- (c) ein Copolymer aus L-Lactid und D,L-Lactid, Poly(L-lactid-co-D,L-lactid),
hergestellt aus L-Lactid- und D,L-Lactid-Monomeren in einem Verhältnis von 1:1,
(P-LL-co-DL, MW = 350000), das Verhältnis von L-Lactid-/D-Lactid-Struktureinheiten
in dem Copolymer beträgt
0,75.
-
Fünf Reihen
von SS-Platten, als Reihen Q, R, S, T und U bezeichnet, wurden mit
den vorstehenden Polymeren wie folgt beschichtet. Bei Reihe Q war
das Polymer der Behälterschicht
PLLA. Bei Reihe R wurde die Behälterschicht
aus einem Gemisch von PLLA und PDLLA in einem Verhältnis von
3:1 (w/w) aufgebracht. Bei Reihe S bestand die Behälterschicht
aus PLLA und PDLLA in einem Mischungsverhältnis von 1:1. Bei Reihe T
wurde die Behälterschicht
aus einer Lösung
des Copolymers P-LL-co-DL
(1:1) aufgebracht. Bei Reihe U bestand die Behälterschicht aus PDLLA.
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Dementsprechend
wurde angenommen, dass die ungefähre
Zusammensetzung an Polymer, das die Behälterschicht ausbildet, in den
Reihen Q, R, S, T und U in Hinblick auf das Verhältnis von L-Lactid- und D-Lactid-Struktureinheiten
wie folgt ist:
Reihe | L-Lactid/D-Lactid-Verhältnis |
Q | 1,00 |
R | 0,88 |
S | 0,75 |
T | 0,75 |
U | 0,50 |
-
In
allen Reihen wurde die Behälterschicht
aus der Lösung
des Polymers oder aus einem Gemisch von Polymeren und dem Mittel
in Dioxan gegossen. Die Konzentration an Polymeren in den Dioxanlösungen betrug
16 mg/ml.
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Das
in allen Reihen verwendete Mittel war CVT-313, ein Purin-Derivat,
das bekanntlich ein CDK2-Inhibitor ist (Brooks, E.E. et al., J.
Biol. Chem. 1997, 272, 29207). Der durchschnittliche Gehalt des
Mittels in der Behälterschicht
war für
alle Reihen gleich und entsprach 172 ± 7 μg/ml an Polymer-Mittel-Zusammensetzung, d.h.
ein Beladungsgrad von 17% (w/w).
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Die
einseitig beschichteten SS-Platten wurden in einer gepufferten Kochsalzlösung mit
einem pH-Wert von 7,4 in einer verschlossenen Spektrophotometer-Zelle
bei Exposition der beschichteten Oberfläche gegenüber der Lösung suspendiert und die Mengen
des aus den Beschichtungen freigesetzten Mittels wurden durch Messung
von UV-Absorptionsspektren der Lösung
bestimmt. Die Menge an freigesetztem Mittel wurde aus der Konzentration
des Mittels und dem Volumen der Empfängerlö sung bestimmt und gegen die
Inkubationszeit aufgetragen. Die kumulativen Fraktionen von CVT-313,
die aus den fünf
Reihen von Platten freigesetzt wurden, die mit Polymer-Mittel-Zusammensetzungsfilmen
mit dem gleichen Gehalt des Mittels und einem unterschiedlichen
Verhältnis
an L-Lactid- und D-Lactid-Struktureinheiten in der Polymer-Matrix
beschichtet worden waren, sind in 8 dargestellt.
Die durchschnittlichen Werte von dreifachen Freisetzungsdaten sind
gegenüber
einer linearen Zeitskala aufgetragen.
-
Die
Freisetzungsdaten für
die Reihe von Polylactid-Zusammensetzungen mit einem unterschiedlichen Verhältnis an
D-Lactid- und L-Lactid-Struktureinheiten in der Matrix zeigen, dass
das Freisetzungsprofil, d.h. die Freisetzungsgeschwindigkeit und
die freigesetzte Fraktion in der anfänglichen schnellen Phase, von
der Enantiomer-Zusammensetzung der Polylactid-Matrix abhängt. Alle
fünf Reihen
von SS-Platten enthielten
die gleiche anfängliche
Menge des Mittels (Beladung von etwa 17%). Während die Reihe mit dem höchsten Gehalt an
L-Lactid (Reihe S, reines PLLA) die höchste Menge an in der anfänglichen
schnellen Freisetzungsphase freigesetztem Arzneimittel aufweist, ändert sich
mit einem steigenden Gehalt an D-Lactid in der Polymerzusammensetzung
(Reihen R, S, T mit L-Lactid/D-Lactid-Verhältnissen von 0,9 bis 0,7) das
Freisetzungsprofil sukzessive und weist eine geringere sich schnell
freisetzende Fraktion und eine bessere Diffusions-gesteuerte Freisetzung
auf. Im Fall von Zusammensetzungen mit etwa 30% D-Lactid-Einheiten
in dem Polymer nähert sich
das Freisetzungsprofil demjenigen der Reihe U, d.h. PDLLA (L-Lactid/D-Lactid
= 0,50). Diese Daten zeigen, dass bei Verhältnissen von L-LA/D-LA von
unter 0,7 (d.h. für
einen Gehalt an D-Lactid-Einheiten in dem Polylactid von über 30%)
die Fraktion an amorphen Regionen eine dominante Stellung einnimmt
und der Ausschluss des Arzneimittels aus den kristallinen Bereichen
nicht signifikant die Verteilung des Mittels innerhalb der Matrix
beeinflusst. Es ist auch wichtig, dass die Freisetzungsgeschwindigkeiten
in der zweiten (langsamen) Phase einer Freisetzung ähnlich für alle Reihen
sind, was mit der Prävalenz
einer Diffusion von Molekülen
des Mittels durch die amorphen Teile der Matrix und somit dem Teil
der Matrix, der einen ähnlichen
Charakter in allen fünf
Reihen aufweist, übereinstimmt.
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Das
Beispiel zeigt die Mechanismen, durch die das Verhältnis von
kristallinen und amorphen Phasen in Polylactid-Gemischen und -Copolymeren
das Freisetzungsprofil des eingebauten Mittels beeinflusst. Es zeigt
auch den Bereich bei dem Verhältnis
von D/L-Enantiomeren, der bei der Modulierung der Freisetzungsgeschwindig keit über das
Verhältnis
von kristallinen/amorphen Phasen wirksam ist, was zeigt, dass Zusammensetzungen,
entweder Gemische oder Copolymere, mit L/D-Verhältnissen von weniger als 0,7
(oder alternativ über
0,3) sich als vorwiegend amorph verhalten.
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Beispiel 13 - Biologische
Wirkung des aus der Polymerbeschichtung freigesetzten Mittels
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Reihen
von SS-Platten (7,1 × 7,1
mm, Oberflächenbereich
~ 50 mm2), die analog zu den in Beispiel
1 beschriebenen waren, wurden durch die Reaktion mit APTES aktiviert,
durch Polymerisation von D,L-Lactid mit Hilfe des in Beispiel 1.1
beschriebenen Verfahrens gepfropft und es wurden Polymer-Mittel-Zusammensetzungen,
die aus PDLLA- oder PLLA-Matrix mit einer unterschiedlichen Beladung
an CVT-313 bestanden,
auf eine Seite der SS-Platten gegossen. Die Platten wurden mit PBS
(Phosphat-gepufferter isotonischen Kochsalzlösung) 17 Stunden vorinkubiert,
um eine sich schnell freisetzende (burst-) Fraktion des, eingebauten
Arzneimittels zu entfernen, mit dem Puffer gespült und durch Exposition gegenüber UV-Licht
sterilisiert. Eine Gruppe von 3 Platten wurde zufällig aus
jeder Reihe ausgewählt
und für
eine Bestimmung der Freisetzungsgeschwindigkeit verwendet. Die verbleibenden
Platten in der Reihe wurden für
Gewebekulturexperimente verwendet. Somit wurden Reihen von Platten
V, W, X und Y, die unterschiedliche Tagesdosen von CVT-313 in Inkubationsmedium
bei einer konstanten Geschwindigkeit nullter Ordnung freisetzen,
hergestellt. Die Parameter der Reihen sind in Tabelle 6 gezeigt.
Die Ziffern bei der Freisetzungsgeschwindigkeit, die in Tabelle
6 gezeigt sind, sind die an jede Kulturzelle zugeführte Dosis.
Die Ziffern der Freisetzungsgeschwindigkeit in Klammern sind die
Zahlen auf einer pro cm2-Basis.
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Tabelle
6 Charakteristika
von Beschichtungen mit anhaltender Freisetzung auf den Reihen von
SS-Platten
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Die
sterilen Platten wurden in die Vertiefungen einer Gewebekulturplatte
gegeben, die bereits vorkultivierte und gut adaptierte Zellen, die
an den Boden hafteten, enthielten. 24-Well-Kulturplatten wurden
verwendet, wobei die Kultivierungsoberfläche 2,0 cm2/Well
und das Volumen des Mediums 2,5 ml/Well betrug. 3T3-Maus-Fibroblasten
wurden als Test-Zellkultur verwendet. 5000–10000 Zellen wurden pro Well
ausgebracht. Bei 24-Stunden-Intervallen wurde das Kulturmedium durch
Absaugen entfernt und durch das gleiche Volumen an frischem Medium
ersetzt.
-
Bei
bestimmten Zeitpunkten wurden die gewünschten Platten, die die behandelten
Wells mit den Arzneimittel-beladenen Coupons, die Wells mit den
Kontroll-Coupons und die Kontroll-Wells ohne eine jegliche Behandlung
enthielten, für
einen MTT-Test aufbereitet:
Dreifache Wells wurden für
behandelte und Kontroll-Reihen für
jedes Zeitintervall verwendet.
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MTT-Test:
Das Kulturmedium wurde entfernt. und die MTT-Lösung (3-(4,5-Dimethylthiazol-2-yl)-2,5-diphenyltetrazoliumbromid)
in FBS (600 μl/Well)
wurde zu jedem Well gegeben. Die Platten wurden. 2 Stunden bei 37°C inkubiert.
Die gebildete blaue Formazanfärbung
wurde in Isopropanol gelöst
und die optische Dichte unter Verwendung eines automatischen Mikroplatten-Lesegeräts ausgemessen.
Falls erforderlich, wurde in den Fällen mit einem hohen Gehalt
an Zellen die gemessene Lösung
geeigneterweise mit Isopropanol für ein Auslesen der optischen
Dichte ver dünnt.
Die relative Zellproliferation wurde als ein Ergebnis der inhibitorischen
Wirkung des freigesetzten Arzneimittels als das Verhältnis der
mittlern optischen Dichte von behandelten Wells in Hinblick auf
die der Kontrollen bestimmt.
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Die
Wirkung einer andauernden Freisetzung von CVT-313 auf das Wachstum
von 3T3-Zellen wurde in relativer Proliferation ausgedrückt, d.h.
als das Verhältnis
der Menge von Zellen, die unter dem Einfluss von CVT-313 wuchsen
und der der Kontrolle (nicht-beeinflusste Kultur). Die Werte für die zweite
Kontrolle (die Kultur, die Coupons ausgesetzt wurde, die nur mit
dem Polymer ohne das Arzneimittel beschichtet worden waren) sind
für Vergleichszwecke
angegeben. Tabelle 7 zeigt die relativen Proliferationsgeschwindigkeiten
von 3T3-Fibroblasten aus Maus bei Exposition gegenüber aus
Polymerbeschichtungen freigesetztem CVT-313 und Kontrollen (SS-Platten,
die nur mit dem Polymer beschichtet waren, jedoch kein Mittel aufwiesen).
n: aufgrund einer vollständigen
Hemmung des Zellwachstums nicht bestimmt.
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-
Das
Experiment zeigt, dass CVT-313, ein CDK2-Inhibitor, von erfindungsgemäßen Polymerbeschichtungen
in einer anhaltenden Weise freigesetzt werden kann. Das Ausmaß einer
Hemmungswirkung kann durch die freigesetzte Dosis gesteuert werden,
die wiederum von den Parametern der Beschichtung, wie in diesem
und vorhergehenden Beispielen gezeigt, abhängt.
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Beispiel 14 - Stabilität von Stents
mit biologisch wirksamem Mittel
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Reihen
(n = 10) von Ballon-erweiterbaren Koronarstents (Edelstahl, Länge: 16
mm, Durchmesser im komprimierten Zustand: 1,6 mm, Pulse Corporation)
wurden durch die Reaktion mit APTES Oberflächen-aktiviert. Sodann wurden
die Reihen in zwei Gruppen (n = 5) aufgeteilt. Gruppe A wurde durch
die in situ-Polymerisation von D,L-Lactid unter Verwendung des in
Beispiel 1 beschriebenen Verfahrens gepfropft. Gruppe B wurde ohne
Pfropfen gelassen. Beide Gruppen an Stents wurden mit einer Zusammensetzung
beschichtet, die aus Poly(D,L-lactid) (PDLLA, Mw 625000) und einem
biologisch wirksamen Mittel, CVT-313, bestand.
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Die
Beschichtung der Stents wurde durch Eintauchen der Stents in eine
Lösung
aus PDLLA (44,0 mg) und CVT-313 (3,57 mg) in Dioxan (8,00 ml) erreicht.
Das Lösungsmittel
wurde bei Raumtemperatur verdampft und schlussendlich bei vermindertem
Druck getrocknet. Die durchschnittliche Stärke der Beschichtungsschicht wurde
anhand des Gewichts der Beschichtung und des Oberflächenbereichs
der Stents bestimmt, wobei ein Wert von 1,22 g/cm3 als
die Dichte der Beschichtungsschicht angenommen wurde. Durchschnittliche
Stärken, die
auf diese Art und Weise bestimmt wurden, betrugen etwa 0,9 μm. Der durchschnittliche
Gehalt des wirksamen Mittels in der Beschichtungszusammensetzung
betrug 7,5% w/w.
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Die
Qualität,
Gleichmäßigkeit
und Oberflächen-Glattheit
wurden mit Hilfe eines Scanning-Elektronenmikroskops, SEM (Jeol
200A), untersucht. Beide Gruppen an Stents zeigten eine gleichmäßige, kontinuierliche und
glatte Beschichtungsschicht auf allen Oberflächen der Stentstreben.
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Stents
wurden sodann einzeln an den Ballon eines Ballonkatheters für eine Angioplastie
befestigt und auf einen Durchmesser von 3,5–3,6 mm erweitert. Die erweiterten
Stents wurden erneut durch SEM untersucht. Messungen für Stents
aus Gruppe A (mit einer gepfropften Schicht des in situ-polymerisierten
D,L-Lactids) und Gruppe B (ohne eine gepfropfte Schicht) wurden
verglichen.
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Bei
manchen Stents der Gruppe B erzeugte die Erweiterung des Stents
Brüche
in der Beschichtungsschicht, die typischerweise in dem Bereich des
größten Stresses
aufgrund einer Deformation des Stents wie innere Oberflächen mancher
Verstrebungsschleifen lagen.
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Auf
der anderen Seite wiesen alle Stents der Gruppe A (modifiziert durch
Polymerisationspfropfung) eine glatte und kontinuierliche Beschichtungsschicht
nach der Erweiterung auf. Weder Brüche noch irgendwelche Anzeichen
eines Abschälens
der Polymer-Beschichtungsschicht wurden festgestellt.
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Diese
Feststellung bestätigte
die günstige
Wirkung der Polymer-Bindeschicht (durch Pfropfungspolymerisation
erhalten) auf die Stabilität
der Beschichtungsschicht und auf ihre Widerstandsfähigkeit
gegenüber mechanischem
Stress, der während
der Verwendung von manchen medizinischen Vorrichtungen wie Koronarstents
produziert werden kann. Das beschriebene Experiment zeigt somit
das vorteilhafte Merkmal des erfindungsgemäßen Beschichtungsverfahrens.
-
Beispiel 15 – Oberflächeneigenschaften
der Polymerbeschichtungen
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Glas-Objektträger (20 × 20 × 0,18 mm)
(n = 20) wurden sorgfältig
mit Ethanol und Wasser gewaschen und unter einem Luftstrom getrocknet
(Gruppe A).
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Eine
Gruppe der Objektträger
A wurde abgetrennt (n = 16) und deren Oberflächen durch die Reaktion mit
einer Lösung
an 3-(N,N-Bis-hydroxyethylamino)propyltriethoxysilan in Aceton (1%)
aktiviert. Die Glas-Objektträger
wurden mit Aceton gespült
und unter vermindertem Druck getrocknet (Gruppe B).
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Eine
Gruppe der Oberflächen-aktivierten
Glas-Objektträger
B wurde abgetrennt (n = 12) und in einen Reaktor mit kristallinem
L-Lactid (144 mg, 1,0 mmol) (Fluka GmbH, Schweiz) gegeben. Der Reaktorinhalt
wurde mit trockenem Stickstoff in wiederholten Stickstoff/Vakuum-Zyklen
gespült
und unter stark vermindertem Druck getrocknet. Eine Lösung von
wasserfreiem Toluol (20,0 ml) mit Zinn(II)-ethylhexanoat (Sn(II)-Octoat,
4 mg (0,01 mmol)) wurde unter inerter Atmosphäre zugegeben, um das Lactid
aufzulösen
und die Platten mit Lösung
zu bedecken. Die Lösung
wurde bei 80°C
64 Stunden gehalten, um die Pfropfungspolymerisation von Lactid
auf den Hydroxyethyl-funktionellen Gruppen der Silan-aktivierten
Glas-Oberfläche
abzuschließen.
Die Objektträger
wurden aus dem Polymerisationsgemisch entfernt, mit heißem Toluol
und Methanol gewaschen und unter vermindertem Druck getrocknet (Gruppe
C).
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Eine
Reihe von PLLA-gepfropften Glas-Objektträgern (n = 8) wurde aus der
Gruppe C ausgewählt. Eine
PLLA-Schicht wurde auf einer Seite eines jeden Objektträgers durch
Rotationsbeschichten einer Lösung von
PLLA (MW = 365000) in Chloroform (0,8 mg/ml) und Verdampfen des
Lösungsmittels
zur Trockne abgeschieden. Das gleiche Verfahren wurde angewendet,
um die andere Seite eines jeden Objektträgers zu beschichten. Auf diese
Art und Weise wurden Glas-Objektträger hergestellt, die auf beiden
Seiten mit einer homogenen, gleichmäßigen Schicht von PLLA beschichtet
waren. Mit Hilfe einer Oberflächen-Profilkorrektureinrichtung
(Tenkor, AlfaStep 400) wurde die durchschnittliche Stärke der
PLLA-Beschichtungsschicht auf 124±8 nm bestimmt (Gruppe D).
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Eine
Reihe (n = 4) von PLLA-beschichteten Glas-Objektträgern der
Gruppe D wurde ausgewählt
und zusätzlich
durch Abscheiden einer Hautschicht auf die PLLA-Beschichtung beschichtet.
Das für
die Abscheidung der Hautschicht verwendete Polymer war ein Block-Copolymer,
Poly(D,L-lactid-Block-Ethylenoxid) (PDLLA-b-MeO-PEO). Das Copolymer wurde durch Polymerisation
von D,L-Lactid in Toluol unter Verwendung von α-Hydroxy-ω-methoxy-poly(ethylenoxid)
(MeO-PEO, MW = 11000) als makromolekularen Starter und Zinn(II)-2-ethylhexanoat
als Katalysator erhalten. Das Molekulargewicht-Zahlenmittel der
PDLLA- und MeO-PEO-Copolymer-Blöcke
betrug 17800 bzw. 11000. Die Hautschicht wurde durch Rotationsbeschichten einer
Lösung
von PDLLA-b-MeO-PEO-Copolymer in Aceton (0,5 mg/ml) auf die PLLA-beschichteten
Glas-Objektträger
abgeschieden. Beide Seiten der Objektträger wurden durch das gleiche
Verfahren wie für
Gruppe D verwendet beschichtet (Gruppe E).
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Oberflächeneigenschaften
und Wechselwirkung der Polymerbeschichtungen in den Gruppen A-E
wurden durch Messung von Kontaktwinkeln von Polymer/Wasser/Luft-Grenzflächen und
durch Messung von Proteinadsorption untersucht.
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Die
dynamischen Kontaktwinkel, d.h. Vorrückwinkel ΘA und
Rückzugskontaktwinkel ΘR, von Wasser an beschichteten Oberflächen von
Glas-Objektträgern
wurden mittels des Wilhelmi-Plattenverfahrens unter Verwendung eines
Krüss-Tensiometers
gemessen. Die Werte für
die Kontaktwinkel spiegeln die Benetzbarkeit der Oberflächen wieder
und sind indirekt zu der Grenzflächenenergie
oder Hydrophilizität
der Oberfläche
proportional.
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Die
Werte für
Kontaktwinkel (Grad) der Polymerbeschichtung/Wasser/Luft-Grenzflächen für die Reihen
von Oberflächen-beschichteten
Glas-Objektträgern
sind wie folgt:
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Die
Werte in der Tabelle zeigen Unterschiede hinsichtlich der Oberflächenenergie
(Hydrophilizität)
zwischen dem reinen Glas (Reihe A) und Glas-Objektträgern mit
unterschiedlichen Arten einer Polymer-Beschichtung. Die Werte für Kontaktwinkel
von PLLA-gepfropften und PLLA-abgeschiedenen Schichten sind praktisch identisch,
was somit anzeigt, dass eine konfluente Schicht des gleichen Polymermaterials,
d.h. PLLA, sowohl durch kovalentes Pfropfen, als auch Gießen aus
einer Lösung
erzeugt wurde. Durch Auftragen einer Schicht des amphiphilen Block-Copolymers
PDLLA-b-MeO-PEO als Lösung
in Aceton, die nicht die PLLA-Unterschicht löst, wurde eine hydrophile Haut
als die äußerste Schicht
der Beschichtung erzeugt. Die Mischbarkeit und daher auch gute Adhäsion zwischen
der bindenden gepfropften Polymer-Schicht, der abgeschiedenen PLLA-Schicht,
die hier eine Polymer-Behälterschicht
simulierte, und der Polymer-Hautschicht wurde durch Verwendung von
Polymeren mit kompatiblen Strukturen, d.h. Polylactid in allen drei
Unterschichten, erreicht. Die Hydrophilizität der Hautschicht wird durch
die niedrigsten Werte von sowohl Vorrück- als auch Rückzugskontaktwinkeln
angezeigt.
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Die
nachstehenden weiteren Feststellungen wurden mit den Reihen D und
E gemacht. Während
die PLLA-Schichten, die auf reines Glas oder Glas, das lediglich
durch die Reaktion mit dem Silanreagenz modifiziert wurde, gegossen
wurden, instabil sind, d.h. sie schälen sich von dem Glas typischerweise
innerhalb von einem oder zwei Tagen Inkubation in den wässrigen
Puffern ab, waren die PLLA-Schichten von beiden Reihen D und E stabil
und veränderten
Kontaktwinkel-Werte für
mehr als 6 Tage einer Dauer dieses Experiments nicht. Diese Feststellung
zeigt die günstige
Wirkung einer kovalent gepfropften bindenden Polymer-Schicht auf
die Langzeit-Anwendbarkeit der Beschichtung.
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Die
Adsorption von Serumalbumin auf die Oberflächen der Reihen C, D und E
wurde durch Färbung mit
Coomassie-Blau gefolgt und mittels UV-VIS-Spektrophotometer (Pye-Unicam
6200) quantifiziert. Die Adsorption des Proteins auf die Glas-Ob jektträger mit
einer Beschichtung einer hydrophilen Haut aus PDLLA-b-MeO-PEO-Block-Copolymer betrug
15 bis 20% derjenigen von PLLA (Reihen D und C). Somit kann eine hydrophile
Haut auf einer Polylactid-Beschichtung Antifouling-Eigenschaften
für die
Oberfläche
bereitstellen und zu der verbesserten Biokompatibilität der beschichteten
Vorrichtungen beitragen.