DE69926255T2

DE69926255T2 - Bioaktive prothesen aus leitendem material beschichtet mit einem polymer und einer substanz mit immunsuppressiven , antistenosen und antithrombosen eigenschaften

Info

Publication number: DE69926255T2
Application number: DE69926255T
Authority: DE
Inventors: Alain Le Moel; Natacha Betz; Christophe Bureau; Guy Deniau; Charles Baquey; Gerard Deleris; Werner Haberbosch
Original assignee: Kerckhoff-Klinik GmbH; Commissariat a lEnergie Atomique CEA; Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Current assignee: Kerckhoff-Klinik GmbH; Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM; Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Priority date: 1998-11-16
Filing date: 1999-11-15
Publication date: 2006-04-20
Anticipated expiration: 2019-11-16
Also published as: AU769176B2; FR2785812A1; MXPA01004898A; EP1131113A1; WO2000029043A1; FR2785812B1; PT1131113E; ATE299719T1; US6517858B1; CA2349930A1; IL143086A; JP2002529203A; EP1131113B1; CA2349930C; AU1168100A; DK1131113T3; ES2246592T3; JP4294873B2; DE69926255D1; IL143086A0

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft bioaktive Prothesen (Implantate), die insbesondere immunsuppressive, antistenotische und antithrombotische Eigenschaften aufweisen.
Solche Prothesen (Implantate) können auf dem Gebiet der Kardiologie und der Gefäßchirurgie als Arterienersatz oder als Endokalibriereinrichtung (Mittel zur Aufrechterhaltung eines bestimmten Innendurchmessers) oder "Stents" verwendet werden, die in Arterien, insbesondere in Coronararterien, verwendet werden, um jedes Risiko einer Thrombose oder einer Restenose zu vermeiden.
Bioaktive Prothesen (Implantate) können auch auf zahlreichen anderen Gebieten eingesetzt werden, bei denen es wichtig ist, der Prothese (dem Implantat) eine zusätzliche Eigenschaft zu verleihen als Folge der Anwesenheit einer bioaktiven Substanz.
Stand der Technik
Auf dem Gebiet der Kardiologie ist es üblich, Stenosen durch Angioplastie, d.h. durch Einführung eines kleinen Ballons, der unter starkem Druck im Kontakt mit der Verengung aufgeblasen wird, einzusetzen, um die Verengung zu beseitigen. Anschließend an die Angioplastie kann in der betreffenden Arterie eine Endokalibriereinrichtung (ein Mittel zur Aufrechterhaltung eines bestimmten Innendurchmessers) oder ein "Stent" angeordnet werden, der verhindert, dass erneut eine Stenose auftritt. Eine Komplikation, die mit der Verwendung dieser Endokalibriereinrichtungen (diesen Stents) im Zusammenhang steht, resultiert aus dem Wachstum von neuem Gewebe und einer Intimahyperplasie, die zu einem Verschluss (einer Verstopfung) der Arterie und zu einer Restenose als Folge der Anwesenheit der Endokalibriereinrichtung (des Stents) führen kann.
Die Implantation von Coronar-"Stents" spielt eine immer wichtiger werdende Rolle für die Behandlung von chronischen Coronarcardiopathien, bisher konnten diese Stents jedoch das Problem der Restenose nicht lösen und die Häufigkeit der Restenose nach dem Implantieren eines Stents beträgt immer noch 22 bis 32 %. Wie nachstehend erläutert, ist diese Restenose das Ergebnis eines Neointima-Gewebewachstums, das es zu verhindern gilt.
Es wäre auch von großem Vorteil (Interesse) über Prothesen (Implantate) zu verfügen, insbesondere über Coronar-Endokalibriereinrichtungen zu verfügen, die es erlauben, diese Gewebsproliferation zu vermeiden (verhindern).
Es wurde bereits vorgeschlagen, Prothesen (Implantate) zu behandeln, um sie mit bioaktiven Substanzen zu beladen, die ihnen antithrombotische und antimikrobielle Eigenschaften verleihen.
In dem Dokument EP-A-596 615 [1] sind Prothesen (Implantate) beschrieben, deren Substrat aus einem Polymer besteht, das von einer aufgepfropften Polymerschicht bedeckt ist, die ein aktives Produkt enthält.
Derartige Prothesen sind jedoch kaum geeignet als Endokalibriereinrichtungen, weil das Polymersubstrat nicht die erwünschten mechanischen Eigenschaften aufweist.
Im Falle von Prothesen mit einem Metallsubstrat ist die sichere und haltbare Fixierung eines aktiven Produkts an der Prothese schwieriger durchzuführen.
In dem Dokument EP-A-0 873 732 [2] ist eine Endokalibriereinrichtung beschrieben, auf der Heparin fixiert ist mittels eines Überzugs, der funktionelle Gruppen trägt, die Heparin anziehen, das beispielsweise mittels eines Methan-Plasmas und eines Plasmas aus Ammoniakgas oder einem Monomer vom Amintyp erhalten wird.
In dem Dokument US-A-4 879 135 [3] sind Prothesen beschrieben, auf denen ein Arzneimittel fixiert ist mittels eines anionischen Tensids.
In dem Dokument EP-A-0 832 618 [4] sind Stents beschrieben, die eine Langzeit-Antithrombogenizität aufweisen, die einen metallischen Träger enthalten, auf dem beispielsweise das Heparin mittels eines Kupplungsmittels und mittels eines Vernetzungsmittels nach der Oxidation der Metalloberfläche fixiert worden ist.
Mit keiner dieser Methoden ist es jedoch möglich, die aktive Substanz mit dem Metallsubstrat duch eine kovalente Bindung dauerhaft und sicher zu verbinden.
In FR-A-2 187 849 [11] sind außerdem bereits verschiedene biokompatible und biofunktionelle Materialien für die biomedizinische Behandlung beschrieben, bei denen ein biologisches Molekül mit einem Polymer oder einem Copolymer, das vorher mittels Strahlung auf ein inertes Polymer-Substrat aufgepfropft worden ist, chemisch verbunden wird.
Ziel der vorliegenden Erfindung sind insbesondere neue Prothesen (Implantate), welche diesen Nachteil nicht aufweisen.
Außerdem ist in keinem der bisher beschriebenen Verfahren die Verwendung von aufgepfropften biologisch aktiven Substanzen beschrieben, die Antirestenose-Eigenschaften aufweisen, wobei die Restenose eine der unerwünschten lokalen Hauptreaktionen beim Einsetzen einer Endokalibriereinrichtung darstellen.
Ziel der vorliegenden Erfindung ist es außerdem, den Überzügen die Eigenschaft zu verleihen, eine Restenose zu verhindern.
Zusammenfassung der Erfindung
Gegenstand der Erfindung ist somit eine bioaktive Prothese (Implantat), die (das) umfasst einen Träger, dessen Oberfläche aus einem Material, ausgewählt aus Metallen, Metalllegierungen, halbleitenden Materialien, elektrisch leitenden Polymeren, Kohlenstoff-Fasern und ihren Mischungen, hergestellt ist, wobei die genannte Oberfläche von einer Schicht aus einem Polymer oder Copolymer mit reaktionsfähigen Funktionen bedeckt ist, die durch kovalente Bindung auf die Oberfläche des Trägers aufgepfropft ist, und eine bioaktive Substanz, die mittels der genannten reaktionsfähigen Funktionen so an der Prothese fixiert ist, dass sie am Ort der Implantation der Prothese (des Implantats) allmählich freigesetzt werden kann.
Diese Prothese (dieses Implantat) weist somit eine zusätzliche Eigenschaft auf, die auf die Anwesenheit einer geeigneten biologisch aktiven Substanz zurückzuführen ist, die es ermöglicht, die Prothese (das Implantat) direkt an der Implantationsstelle die Entwicklung von unerwünschten Phänomenen zu behandeln oder zu verhindern.
Erfindungsgemäß besteht die Oberfläche des Trägers der Prothese (des Implantats) aus einem Material, bei dem es sich um ein Metall, eine Metalllegierung, ein elektrisch leitendes Polymer, ein halbleitendes Material, um Kohlenstofffasern oder Mischungen davon handeln kann.
Der Träger kann vollständig aus einem dieser Materialien hergestellt sein oder eine Seele (einen Kern) aus einem Material eines beliebigen Typs aufweisen, die (der) von einer Schicht aus einem der oben genannten Materialien umgeben ist. Die Metalle und Metalllegierungen werden beispielsweise ausgewählt aus nicht rostenden Stählen, Legierungen auf Basis von Kobalt oder Titan, aus Legierungen mit Formspeichereigenschaften, aus Edelmetallen wie Gold oder Platin, und aus Edelmetall-Legierungen.
Die elektrisch leitenden Polymeren, die erfindungsgemäß verwendet werden können zur Bildung der Oberfläche des Trägers, können solche verschiedener Typen sein. Beispielsweise können genannt werden elektrisch leitende Polymere, die aus Monomeren wie Pyrrol, Thiophen, Anilin oder ihren funktionalisierten oder nicht-funktionalisierten Derivaten hergestellt sind, sowie Copolymere der oben genannten Monomeren.
Das für den Träger der Prothese (des Implantats) verwendete Material wird im Prinzip ausgewählt in Abhängigkeit von den mechanischen Eigenschaften, welche die Prothese (das Implantat) aufweisen soll.
Im Falle von Endokalibriereinrichtungen (Stents), die für die Kardiologie bestimmt sind, verwendet man zweckmäßig einen Metallträger, beispielsweise aus nicht rostendem Stahl oder aus einer Metalllegierung mit Formspeichereigenschaften.
Erfindungsgemäß ist die Oberfläche des Trägers der Prothese (des Implantats) mit einer Polymer- oder Copolymerschicht mit reaktiven Funktionen bedeckt, welche die Aufgabe haben, eine biologisch aktive Substanz vorläufig zurückzuhalten, die anschließend an der Stelle der Implantation der Prothese (des Implantats) freigesetzt wird.
In der nachfolgenden Beschreibung ist unter dem Ausdruck "Polymer" nicht nur ein Polymer auf Basis von identischen Monomeren zu verstehen, sondern auch ein Copolymer auf Basis von unterschiedlichen Monomeren.
Die für diese Fixierung geeigneten reaktionsfähigen Funktionen können beispielsweise ausgewählt werden unter den Säure-, Ester-, Amid-, Amin- und Hydroxyl-Funktionen.
Das für die Bildung dieser Schicht verwendete Polymer muss biologisch kompatibel sein. Insbesondere können verwendet werden die Polymeren und/oder Copolymeren von Vinyl-Monomeren, die funktionalisiert oder nicht funktionalisiert sind, von Dextran, die elektrisch leitenden Polymeren sowie jedes Polymer oder Copolymer, das aus einer Mischung von Vinylmonomeren und/oder Vorläufermonomeren von elektrisch leitenden Polymeren, ob funktionalisiert oder nicht funktionalisiert, hergestellt werden kann. Als beispielhafte derartige Polymere können genannt werden die Acryl- und Methacryl-Polymeren, wie z.B. Polymethylmethacrylat, Polyethylmethacrylat, Polyacrylsäure, Polymethacrylsäure, Poly(hydroxyethylmethacrylat) und Polyacrylamid, Polyvinylalkohol, Poly(4-vinylpyridin), Dextran, Polystyrol, elektrisch leitende Polymere auf Basis von Thiophen, Anilin, Pyrrol sowie alle Polymeren und Copolymeren, in denen Monomere verwendet werden, die durch Funktionalisierung der oben genannten Monomeren erhalten worden sind. Diese Polymeren sind ausgestattet oder können ausgestattet sein mit geeigneten reaktionsfähigen Funktionen, die ausgewählt werden in Abhängigkeit von der Art der Fixierung der biologischen Substanz.
Erfindungsgemäß kann die bioaktive Substanz direkt an den reaktiven Funktionen der Polymerschicht durch eine kovalente Bindung direkt fixiert sein, gegebenenfalls unter Zwischenschaltung eines Abstandhalterarmes zwischen den reaktiven Funktionen und der Substanz.
Die bioaktive Substanz kann auch an den reaktionsfähigen Funktionen der Polymerschicht über Mikroreservoire fixiert sein, welche diese Substanz enthalten, die auf den reaktiven Funktionen der Schicht fixiert sind.
Diese Mikroreservoire können eine mikroporöse äußere Membran aufweisen, die an die reaktiven Funktionen der Polymerschicht gebunden ist.
Diese mikroporöse Membran kann beispielsweise aus Polyacrylamid bestehen.
Als Mikroreservoire können außerdem Agarose-Kügelchen verwendet werden, die direkt mit der bioaktiven Substanz beladen sind oder die mit Sphärolithen beladen sind, die ihrerseits mit der bioaktiven Substanz beladen sind.
Die verwendete bioaktive Substanz wird ausgewählt in Abhängigkeit von den Eigenschaften, welche die Prothese (das Implantat) aufweisen soll. Diese bioaktive Substanz kann beispielsweise zur Gruppe der antimitotischen, antiaggregierenden, antiinflammatorischen, Antirestenose-, antithrombotischen, Immunsuppressor-, An tiabstoßungs- und antibiotischen Verbindungen gehören. Als bioaktive Substanz kann außerdem ein Antisense-Oligonucleotid verwendet werden.
Solche Oligonucleotide können nämlich ihrerseits eine Rolle spielen für die mRNA und Ziele für Proliferationsgene der Zellen in verschiedenen Bereichen darstellen. Im Falle von Herz-Prothesen (-Implantaten) können sie der Proliferation der glatten Muskelzellen entgegenwirken.
Im Falle von bioaktiven Prothesen (Implantaten, die für die Kardiologie bestimmt sind, kann die bioaktive Substanz insbesondere ausgewählt werden aus der Gruppe Cyclosporin, Rapamycin, Aspirin, Ticlopidin, 3-Deazaadenosin und MCP-1.
Bei dem MCP-1 handelt es sich um ein chemotaktisches Protein für die Makrophagen.
Das Cyclosporin ist ein Immunsuppressor-Agens, welches die Expression des Gewebsfaktors in den stimulierten Monozyten und in den glatten Muskelzellen nach der Implantation von Coronar-Endokalibriereinrichtungen verhindert.
Das Rapamycin ist ebenfalls ein Immunsuppressor-Agens, welches die von Cyclin abgeleiteten Kinasen hemmt und es ist verwendbar, um die Restenose der Blutgefäße zu verhindern.
Erfindungsgemäß kann die Polymerschicht darüber hinaus dazu dienen, mittels einer kovalenten Bindung eine Heparin-Verbindung zurückzuhalten, die antikoagulierende, antithrombotische und Antirestenose-Eigenschaften verleiht.
Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist außerdem ein Verfahren zur Herstellung einer bioaktiven Prothese (Implantats), wie sie (es) oben definiert ist, das die folgenden Stufen umfasst:

– 1) Beschichten eines Trägers, dessen Oberfläche aus einem Material, ausgewählt aus Metallen, Metalllegierungen, halbleitenden Materialien, elektrisch leitenden Polymeren, Kohlenstoff-Fasern und ihren Mischungen, besteht, mit einem Polymer mit reaktionsfähigen Funktionen, wobei das Polymer abgeschieden worden ist direkt auf der Oberfläche des Trägers durch Elektropolymerisation oder auf einem Polymer, das seinerseits auf der Oberfläche des Trägers durch Elektropolymerisation abgeschieden worden ist, und
– 2) Fixieren einer bioaktiven Substanz an der Schicht aus dem Polymer mittels der reaktionsfähigen Funktionen in der Weise, dass die Substanz anschließend an der Stelle der Implantation der Prothese (des Implantats) allmählich freigesetzt werden kann.

Bei einer bevorzugten Ausführungsform der ersten Stufe des erfindungsgemäßen Verfahrens wird die Oberfläche des Trägers durch ein Polymer bedeckt und das Polymer wird anschließend modifiziert durch Einführen der reaktionsfähigen Funktionen.
Bei einer zweiten Ausführungsform dieser ersten Stufe des erfindungsgemäßen Verfahrens wird auf der Oberfläche des Trägers das Polymer mit reaktionsfähigen Funktionen direkt abgeschieden.
Die Abscheidung der Polymerschicht wird durchgeführt durch Elektropolymerisation unter Verwendung der Trägeroberfläche als Abscheidungselektrode.
Die Elektropolymerisation besteht darin, dass man ein Monomer polymerisiert, wobei die Polymerisation elektrochemisch initiiert wird durch Übertragung eines Elektrons von der Oberfläche der Elektrode auf ein Monomermolekül oder umgekehrt. Dadurch entsteht eine Abscheidung von zwei Polymer-Typen auf der Oberfläche der Elektrode mit chemisch sehr ähnlichen Strukturen, die dennoch leicht voneinander trennbar sind, wie von P. Viel et al. im "Journal of Electroanalytical Chemistry", 470, 14 (1999) [5], von J. Charlier et al. im "Journal of Electroanalytical Chemistry" 465, 200 (1999) [6] und von C. Bureau et al. im "Journal of Adhesion", 58, 101, 1996 [7], beschrieben. Bei diesen beiden Polymer-Typen handelt es sich um ein Polymer, das chemisch auf die Elektrodenoberfläche in einer Dicke zwischen etwa 2 und 100 nm aufgepfropft worden ist, und um ein nicht bepfropftes Polymer, dessen Dicke bis zu 40 μm betragen kann. Das nicht bepfropfte Polymer kann durch einfaches Spülen mit einem geeigneten Lösungsmittel eliminiert werden, während das bepfropfte Polymer gegen Spülungen mit Ultraschall beständig ist. Der Mechanismus der Bildung der Polymeren, wie er heute für kathodische Elektropolymerisationsreaktionen anerkannt ist, ist derjenige einer anionischen Fortpflanzung, entweder ausgehend von der Oberfläche (aus dem bepfropften Polymer) oder direkt in der Lösung (Polymer in Lösung), wobei die beiden Mechanismen durch eine Verzweigung miteinander verbunden sind, wie in den oben genannten Literaturstellen und von C. Bureau et al. in "Macromolecules", 30, 333 (1997) [8] (vgl. auch die 1 und 2 der Literaturstelle [8]) beschrieben. Ein Mechanismus, der analog zu demjenigen vom kationischen Typ ist, wird inzwischen auch für die anodische Polymerisation von Vinyl-Monomeren vorgeschlagen, wie in der Literaturstelle [6] beschrieben. Durch Einschluss von Vernetzungsmitteln können das nicht-bepfropfte Polymer und das bepfropfte Polymer miteinander kombiniert werden und die Dicke der Abscheidung kann auf 2 nm bis 40 μm eingestellt werden. Dieses Abscheidungsverfahren erlaubt die Herstellung eines Polymerüberzugs auf der elektrisch leitenden Oberfläche, der durch kovalente Bindung sehr fest aufgepfropft ist. Auf dieses bepfropfte Polymer können reaktionsfähige Funktionen aufgepflanzt werden, entweder durch Verwendung von Monomeren, die bereits vorteilhafte reaktionsfähige Funktionen (Estergruppen) enthalten, oder durch Durchführung der Copolymerisation dieser Monomeren mit Monomeren, die durch gegebenenfalls geschützte funktionelle Gruppen funktionalisiert worden sind, oder durch Erzeugung dieser funktionellen Gruppen durch eine chemische, elektrochemische und/oder radiochemische Nachbehandlung.
Wenn das Polymer aus einem auf anionischem Wege polymerisierbaren Monomer, ausgewählt aus der Gruppe Acrylnitril, Methacrylnitril, 4-Vinylpyridin, 4-Chlorstyrol, Methylmethacrylat, Ethylmethacrylat, ihren funktionalisierten Derivaten, aus Monomeren mit einer Epoxygruppe hergestellt werden kann, und die Copolymeren aus diesen Monomeren hergestellt werden können, handelt es sich dabei um eine anionische Polymerisation mit kathodischer Elektroinitiierung.
Wenn das Polymer aus einem polymerisierbaren Monomer auf kationischem Wege, beispielsweise aus N-Vinylpyrrolidon, 4-Vinylpyridin, Pyrrol, Thiophen, Anilin oder irgendeinem anderen Monomer, das durch Funktionalisierung dieser Basismonomeren hergestellt werden kann, oder einem Copolymeren, das diese Monomeren umfasst, hergestellt werden kann, handelt es sich dabei um eine kathodische Polymerisation mit anodischer Elektroinitiierung.
Erfindungsgemäß kann das Polymer, das durch Elektropolymerisation abgeschieden worden ist, bestehen aus dem Polymer mit reaktionsfähigen Funktionen oder es kann als Zwischenschicht dienen, auf der anschließend das Polymer mit reaktionsfähigen Funktionen abgeschieden wird.
Im letzteren Falle scheidet man anschließend auf dem durch Elektropolymerisation gebildeten Polymer das Polymer mit reaktionsfähigen Funktionen durch Strahlungsbepfropfung oder Plasmapolymerisation eines Monomer-Vorläufers dieses Polymers ab.
Die zweite Abscheidung kann entweder durch Strahlungsbepfropfung oder durch Plasmapolymerisation eines Vorläufer-Monomers des Polymers mit reaktionsfähigen Funktionen durchgeführt werden.
Die Strahlungsbepfropfung besteht darin, dass man unter der Einwirkung von ionisierender Strahlung reaktionsfähige Stellen auf dem durch Elektropolymerisation gebildeten Polymer erzeugt, an denen man ausgehend von diesen die Polymerisation der Monomeren initiieren kann. Diese Stellen (Zentren) werden durch Bestrahlung erzeugt, beispielsweise unter Verwendung von Elektronenstrahlen, Röntgenstrahlen, γ-Strahlen oder beschleunigten Strahlenbündeln von schweren Ionen. Die Bestrahlung kann vor dem Aufbringen des durch Elektropolymerisation erzeugten Polymers auf den Träger im Kontakt mit dem Monomer oder gleichzeitig mit dem Inkontaktbringen durchgeführt werden.
Man kann auch Stellen (Zentren) der Polymerisation des Monomers auf dem durch Elektropolymerisation gebildeten Polymer erzeugen, indem man es der Einwirkung eines Plasmas aussetzt.
Die Polymerisationsbedingungen werden so ausgewählt, dass man eine Polymerschicht mit einer geeigneten Dicke auf der durch Elektropolymerisation erzeugten Zwischenschicht auf dem Träger der Prothese (des Implantats) erhält.
Wenn man reaktionsfähige Funktionen nach der Abscheidung der Schicht auf dem Träger in das Polymer einführt, kann dies durch klassische chemische Verfahren erfolgen, bei denen man das Polymer mit geeigneten reaktionsfähigen Funktionen funktionalisiert. Beispielsweise kann man im Falle von Polystyrol die reaktionsfähigen Funktionen einführen durch Fixierung von Chlorsulfonsäure, die man anschließend umwandelt zur Einführung der gewünschten reaktionsfähigen Funktionen.
Erfindungsgemäß kann man erforderlichenfalls darüber hinaus auf der Polymerschicht eine Heparin-Verbindung, wie z.B. Heparin, fixieren. Dies kann bei der Strahlungsbepfropfung des Vorläufer-Monomers des Polymers erfolgen, indem man das Heparin dem Pfropfmedium zusetzt, welches das aufzupfropfende Vorläufermonomer enthält. Zu diesem Zweck kann man die Acrylsäure als Vorläufer-Monomer verwenden, um das Heparin zu fixieren, wie dies von Baquey et al. in "Innov. tech. Biol. Med.", Band 2, Nr. 4, 1981, Seiten 378 – 389 [9], beschrieben ist.
In der letzten Stufe des erfindungsgemäßen Verfahrens verwendet man die reaktionsfähigen Funktionen der Polymerschicht zum Fixieren einer bioaktiven Substanz in der Weise, dass diese anschließend an der Implantationsstelle der Prothese freigesetzt werden kann.
Um diese Fixierung durchzuführen, kann man Mikroreservoire oder Mikrokapseln verwenden, die an den reaktionsfähigen Funktionen der Polymerschicht fixiert sind, wobei diese Mikroreservoire mit bioaktiver Substanz gefüllt sind und eine Wand aufweisen, welche die Freisetzung dieser Substanz über einen längeren Zeitraum hinweg ermöglicht. Man kann beispielsweise die Mikroreservoire auf der Polymerschicht durch Zwischenfunktionen fixieren, die an eine mikroporöse Membran gebunden sind, welche die Mikroreservoires umgibt, wobei die genannte Membran in kovalenter Weise an die reaktionsfähigen Funktionen der Polymerschicht gebunden ist.
Bei diesen Mikroreservoiren kann es sich um Agarose-Mikrokugeln handeln, die direkt beladen sind mit der bioaktiven Substanz in Form von Polymer-Proarzneimitteln oder Sphärolithen, die ihrerseits mit der bioaktiven Substanz beladen sind. Die Agarose-Mikrokugeln sind von einer Mikrofiltrationsmembran, beispielsweise aus Polyacrylamid, umgeben, die eine Mikroporosität aufweist, sodass sie den Durchgang der aktiven Substanz über einen längeren Zeitraum hinweg erlaubt.
Die Agarose-Mikrokugeln können auf die nachstehend beschriebene Weise hergestellt werden:
Zunächst stellt man Agarose-Kügelchen her, die mit der bioaktiven Substanz beladen werden oder die mit Sphärolithen beladen werden durch Extrusion in einem Ölstrom und führt dann die Kugeln in eine Kapillare ein, in der sie von einem Ölstrom mitgenommen werden und dann durch eine polymerisierbare Lösung umhüllt werden, die durch eine benachbarte Kapillare zugeführt wird. Die fotopolymerisierbare Lösung kann beispielsweise eine solche auf Basis von Acrylamid und Bisacrylamid sein und man kann auf diese Weise um die Kugeln herum eine Polyacrylamidmembran bilden. Die Porosität dieser Membran kann durch Einstellung der Konzentration an Bisacrylamid in der Lösung kontrolliert werden.
Anschließend fixiert man die Mikrokugeln an der Polymerschicht, die in diesem Fall reaktionsfähige Funktionen vom COOH-Typ enthalten kann, zur Bildung von Amid-Bindungen zwischen diesen COOH-Gruppen und Amingruppen, die mit Mikrokugeln der Polyacrylamid-Membran zugeführt worden sind. Diese Amingruppen können gebildet werden aus Hexamethylendiamin, das man an Polyacrylamid unter Anwendung des Hydrazin-Kupplungsverfahrens fixiert.
Diese Methode der Kupplung von Mikrokugeln, die nicht mit einer aktiven Substanz beladen sind, mittels Acrylsäure an die Oberfläche eines bepfropften Polymers, ist von Degert et al. in "Biomat. Art. Cells & Immob. Biotech", 21(4), 1993, Seiten 553 – 561 [10], beschrieben.
Im Falle der Sphärolithe handelt es sich dabei um Lipid-Komplexe, die aus Schichten bestehen, in deren Innern oder zwischen denen die bioaktive Substanz eingeschlossen ist. In dem Organismus wird die Freisetzung dieser Substanz erzielt durch Einwirkenlassen von endogenen Lipasen. Die Fixierung der Sphärolithe an der Polymerschicht kann ebenfalls mit Hilfe von Polyacrylamid erfolgen, indem man die Sphärolithe in einer Agarose-Lösung suspendiert, die extrudierbar und gelierbar in einem Ölstrom in Form von Kugeln ist, die schließlich von einer Polyacrylamid-Membran mit kontrollierbarer Permeabilität umschlossen werden.
Wenn die bioaktive Substanz ein einfaches Molekül ist, wie z.B. Aspirin, kann man dieses mit den reaktionsfähigen Funktionen der Polymerschicht chemisch verbinden durch Bildung einer Verbindung, die in der Lage ist, die bioaktive Substanz an der Stelle der Implantation der Prothese zu regenerieren.
Im Falle von Aspirin (Acetylsalicylsäure) kann man als reaktionsfähige Funktionen Hydroxylfunktionen zur Bildung des entsprechenden Esters, d.h. von Acetylsalicylat, verwenden.
An der Stelle der Implantation der Prothese (des Implantats), kann die bioaktive Substanz regeneriert und freigesetzt werden durch Hydrolyse des Acetylsalicylats.
Das Polymer mit Hydroxylfunktionen kann beispielsweise sein Poly(hydroxyethylmethacrylat), Dextran oder Polyvinylalkohol.
Die Fixierung der bioaktiven Substanz an dem Polymer kann durchgeführt werden nach der Abscheidung der Polymerschicht auf dem Träger oder gleichzeitig mit dieser Abscheidung.
Im zuletzt genannten Fall wird eine vorhergehende chemische Kupplung der bioaktiven Substanz an ein Vorläufer-Monomer des Polymers durchgeführt, das für die Bildung der Polymerschicht vorgesehen ist, und man stellt die Polymerschicht her, auf der die bioaktive Substanz durch Polymerisation des Monomers, chemisch gekoppelt an die bioaktive Substanz oder durch Copolymerisation des genannten Monomers mit einem nicht-funktionalisierten Monomer fixiert wird.
Im Falle der Fixierung von Acetylsalicylsäure an Poly(hydroxyethylmethacrylat) stellt man zunächst das Acetylsalicylat von Hydroxyethylmethacrylat her, das man anschließend, beispielsweise durch Strahlungsaufpfropfung, auf den Träger aufpfropft.
Weitere Charakteristika und Vorteile der Erfindung gehen aus der Lektüre der nachfolgenden Beschreibung, die selbstverständlich die Erfindung nur erläutert, ohne sie jedoch darauf zu beschränken, hervor.
Detaillierte Beschreibung von Ausführungsformen fer Erfindung
Beispiel 1
Dieses Beispiel erläutert die Herstellung von Endokalibriereinrichtungen oder "Stents", die einen Metallträger umfassen, der mit Poly(methylmethacrylat) (PMMA) bedeckt ist, an dem Sphärolithe fixiert werden, die von der Firma CAPSULIS hergestellt sind, die mit einem Antibiotikum beladen sind. Man geht aus von einem Träger aus einem nicht rostenden Stahl (316 L) und bringt einen Überzug aus Polymethylmethacrylat auf diesen Träger durch Elektropolymerisation auf. Zu diesem Zweck verwendet man eine Elektrolysezelle, die mit drei Elektroden ausgestattet ist, bei denen es sich jeweils handelt um eine Arbeitselektrode, eine Referenzelektrode und eine Hilfselektrode, wobei das System durch einen Potentiostaten gesteuert wird, der mit einem Rechner verbunden ist. Die Arbeitselektrode besteht aus der Metall-Endokalibriereinrichtung und man verwendet eine elektrochemische Lösung, die das Monomer, Methylmethacrylat (MMA), gelöst in einer Menge von 30 Vol.-% in einem kompatiblen Lösungsmittel, bestehend aus Dimethylsulfoxid, umfasst, der ein elektrolytisches Trägersalz bestehend aus Tetrabutylammonoiumperchlorat oder Tetrabutylammonoiumtetrafluorborat, in einer Konzentration von 3.10^–2 mol/l zugesetzt worden ist. Man verwendet die Endokalibriereinrichtung (den Stent) als Arbeitselektrode in der Elektrolyselösung und bewirkt die Abscheidung bei einem Potential von -2.6 Volt (Ag⁺/Ag), d.h. unter Verwendung einer Silberelektrode als Referenzelektrode mit einer Polarisationsdauer von 100 ms. Die Dicke des abgeschiedenen Films beträgt etwa 20 nm. Nach dem Waschen in Ethanol und Methylisobutylketon wird durch Elektronenspektroskopie unter Verwendung von Röntgenstrahlen und durch Infrarotspektrometrie (durch Reflexionsabsorption) bestätigt, dass dieser Film aus Polymethylmethacrylat besteht.
Unter diesen Bedingungen ist der Mechanismus der Polymerisation ein anionischer Mechanismus, der in der Lösung und auf der Oberfläche abläuft.
Das Polymer, das sich in der Lösung bildet, wird durch Waschen eliminiert, während das Polymer an der Oberfläche auf die Oberfläche S der Elektrode chemisch aufgepfropft ist.
Anschließend fixiert man an dieser Polymerschicht Sphärolithe, die mit einem Antibiotikum beladen sind, indem man wie folgt vorgeht:
Zunächst stellt man Sphärolithe mit einem Durchmesser von 50 nm her, die mit 12,5 mg Antibiotikum pro Gramm Sphärolith beladen sind.
Die mit dem Antibiotikum beladenen Sphärolithe werden anschließend in einer Konzentration von 15 Vol.-% in einer fotoploymerisierbaren Lösung suspendiert, die 15 bis 20 Gew.-% Acrylamid und 5 Gew.-% Bisacrylamid enthält, wobei der Rest aus dem Lösungsmittel, d.h. Wasser besteht, in dem 10^–5 M Riboplasmin (Fotoinitiator) und 10^–3 M N,N'-Tetramethylenethylendiamin TEMED (Reduktionsmittel) enthalten sind.
Anschließend führt man die Bindung der Polyacrylamid-Kugeln an den Träger durch, der von Polymethylmethacrylat bedeckt ist, nachdem man das Polymethylmethacrylat so hydrolysiert hat, dass es reaktionsfähige COOH-Funktionen enthält. Auf diese Weise stellt man kovalente Bindungen zwischen den Amingruppen, die durch Kuppeln mit Hexamethylendiamin dem Polyacrylamid zugeführt worden sind, und der Polymethacrylsäure her, die aus der Hydrolyse von PMMA resultiert, wodurch die Fixierung der Sphärolithe und der antibiotischen Substanz an der Polymerschicht gewährleistet wird.
Beispiel 2
In diesem Beispiel bedeckt man eine Metall-Endokalibriereinrichtung mit Poly(4-vinylpyridin), auf dem Heparin fixiert wird. Zur Durchführung der Abscheidung des Polymers geht man von einer Lösung aus, die 5 mol/l 4-Vinylpyridin und 5.10^–2 mol/l Tetraethylammoniumperchlorat in Acetonitril enthält.
Man verwendet eine Elektrolysezelle mit drei Elektroden, wie vorstehend angegeben, in der die Arbeitselektrode aus der Endokalibriereinrichtung aus nicht ro stendem Stahl (316 L) besteht. Man führt die Abscheidung durch Elektropolymerisation bei einem Potential von -2,8 Volt (Ag⁺/Ag) für eine Zeitdauer von 40 s durch.
Man erhält auf diese Weise einen Poly(4-vinylpyridin)-Film mit einer Dicke von 100 nm. Anschließend modifiziert man diesen Film, indem man darauf Heparin fixiert. Zu diesem Zweck quaternisiert man zunächst das Poly(4-vinylpyridin) durch Umsetzung mit einer Säure oder einem Säurechlorid und inkubiert anschließend in einer wässrigen Lösung von Natriumheparinat (mit einer spezifischen Aktivität von 160 IU/mg), das eine Heparinmasse enthält, die proportional zur Fläche S des zu beschichtenden Materials ist, in einer Menge von 10 μg Heparin/cm² (in der nachstehenden Formel ist M in μg angegeben, S ist in cm² angegeben: M = 100 S μg).
Nach der Heparinisierung des mit Poly(4-vinylpyridin) überzogenen Trägers kann man an der Poly(4-vinylpyridin)-Schicht Mikro- oder Nanoreservoire fixieren, die mit dem Wirkstoff beladen sind.
Beispiel 3
In diesem Beispiel geht man von Metall-Endokalibriereinrichtungen aus, die mit PMMA überzogen sind wie in Beispiel 1 und man scheidet auf diesem Überzug Polyacrylsäure ab durch Aufpfropfung nach einer Plasmabestrahlung.
Zu diesem Zweck setzt man die mit PMMA überzogenen Endokalibriereinrichtungen (Stents) einem Plasma aus, das durch eine RFGD (Radiofrequenz-Glimmentladung) in einer verdünnten Argon/Sauerstoff-Atmosphäre erzeugt worden ist. Man arbeitet unter den folgenden Bedingungen:
Ar/O₂-Mischung: 50/50
Druck < 10 mmHg
Radiofrequenz: 13,45 MHz
Leistung < 100 W.
Nach dem Bestrahlen ordnet man die Endokalibriereinrichtungen (Stents) in einem Reaktionsbehälter an, der eine 20 vol./vol.-%ige wässrige Acrylsäure-Lösung enthält. Dann ordnet man den Behälter in einem Thermostaten an, der auf eine Temperatur von 65 °C eingestellt ist, für einen Zeitraum von 5 h.
Anschließend extrahiert man die mit PMMA bedeckten Metall-Endokalibriereinrichtungen, auf die Polyacrylsäure aufgepfropft ist, deren Menge durch Titrierung der -COOH-Funktionen (einige 10⁹ mol pro mm²) bestimmt wird.
Danach fixiert man auf der Polyacrylsäureschicht Sphärolithe, die mit einem Wirkstoff beladen sind, wobei man wie in Beispiel 1 arbeitet.
Beispiel 4
Dieses Beispiel erläutert die Herstellung einer Metall-Endokalibriereinrichtung (eines Stents), die mit PMMA überzogen ist, wie in Beispiel 1 beschrieben, und eine Schicht aus Poly(hydroxyethylmethacrylat) aufweist, an der Aspirin (Acetylsalicylsäure) fixiert ist.
Zunächst stellt man das Acetylsalicylat von Hydroxyethylmethacrylat her durch Veresterung von Hydroxyethylmethacrylat mit der Acetylsalicylsäure.
Anschließend führt man die Aufpfropfung dieses Acetylsalicylats auf die Endokalibriereinrichtung, die mit PTFE bedeckt ist, wie in Beispiel 3 durch, wobei man einen Teil der Acrylsäure durch das Acetylsalicylat von Hydroxyethylmethacrylat ersetzt.
Auf diese Weise erhält man eine Endokalibriereinrichtung, auf der Aspirin fixiert ist, das anschließend durch Hydrolyse an der Stelle der Implantation der Endokalibriereinrichtung feigesetzt werden kann.
Zitierte Literaturstellen

[1]: EP-A-596 615
[2]: EP-A-0 873 732
[3]: US-A-4 879 135
[4]: EP-A-0 832 618
[5]: Viel et al., "Journal of Electroanalytical Chemistry", 470, 14 (1999)
[6]: J. Charlier et el., "Journal of Electroanalytical Chemistry" 465, 200 (1999)
[7]: C. Bureau et al., "Journal of Adhesion" 58, 101, 1996.
[8]: C. Bureau et al. "Macromolecules" 30, 333 (1997).
[9]: Baquey et al, "Innov. tech. Biol. Med.", Band 2, Nr. 4, 1981, Seiten 378 – 389
[10]: Degert et al., "Biomat. Art. Cells & Immob. Biotech", 21(4), 1993, Seiten 553 – 561.
[11] FR-A-2 187 849

Claims

Bioaktive Prothese, die umfasst einen Träger, dessen Oberfläche aus einem Material, ausgewählt aus Metallen, Metalllegierungen, halbleitenden Materialien, elektrisch leitenden Polymeren, Kohlenstoff-Fasern und ihren Mischungen, hergestellt ist, wobei die genannte Oberfläche von einer Schicht aus einem Polymer oder Copolymer mit reaktionsfähigen Funktionen bedeckt ist, die durch kovalente Bindung auf die Oberfläche des Trägers aufgepfropft ist, und eine bioaktive Substanz, die mittels der genannten reaktionsfähigen Funktionen so an der Prothese fixiert ist, dass sie am Ort der Implantation der Prothese allmählich freigesetzt werden kann.
Prothese nach Anspruch 1, in der die Oberfläche des Trägers aus nicht rostendem Stahl, einer Kobaltlegierung oder Titan, einem Edelmetall, einer Edelmetalllegierung oder einer Legierung mit Formspeichereigenschaften besteht.
Prothese nach einem der Ansprüche 1 und 2, in der die reaktionsfähigen Funktionen des Polymers der Schicht unter Säure-, Ester-, Amid-, Amin- oder Hydroxylfunktionen ausgewählt sind.
Prothese nach einem der Ansprüche 1 bis 3, in der das Polymer oder Copolymer mit reaktionsfähigen Funktionen ausgewählt ist aus Polymeren und/oder Copolymeren mit einem funktionalisierten oder nicht-funktionalisierten Vinylmonomer, Dextran, elektrisch leitenden Polymeren sowie irgendeinem Polymer oder Copolymer, das aus einer Mischung von funktionalisierten oder nicht-funktionalisierten Vinylmonomeren und/oder Vorläufermonomeren von elektrisch leitenden Polymeren hergestellt ist.
Bioaktive Prothese nach einem der Ansprüche 1 bis 4, in der die bioaktive Substanz auf der Schicht aus dem Polymer oder Copolymer fixiert ist mittels Mikroreservoirs, welche diese Substanz enthalten, die auf den reaktionsfähigen Funktionen der Schicht aus dem Polymer- oder Copolymer fixiert sind.
Bioaktive Prothese nach Anspruch 5, in der die Mikroreseivoirs eine mikroporöse äußere Membran umfassen, die an die reaktionsfähigen Funktionen der Schicht aus dem Polymer oder Copolymer gebunden ist.
Prothese nach Anspruch 6, in der die Membran aus Polyacrylamid besteht.
Prothese nach Anspruch 5, in der die Mikroreservoirs Agarose-Kügelchen sind, die direkt mit der bioaktiven Substanz beladen sind oder die mit Sphärolithen beladen sind, die ihrerseits mit der bioaktiven Substanz beladen sind.
Prothese nach einem der Ansprüche 1 bis 8, in der die bioaktive Substanz ausgewählt ist aus antimitotischen Verbindungen, Antiaggregations-Verbindungen, antiinflammatorischen Verbindungen, Antirestenose-Verbindungen, antithrombotischen Verbindungen, Immunsuppressoren, Antiabstoßungs-Verbindungen und Antibiotika und Antisense-Oligonucleotiden.
Prothese nach Anspruch 9, in der die bioaktive Substanz ausgewählt ist aus Cyclosporin, Rapamycin, Aspirin, Ticlopidin, 3-Deazaadenosin und MCP-1.
Prothese nach einem der Ansprüche 1 bis 10, in der die Schicht aus dem Polymer oder Copolymer darüber hinaus dazu dient, durch eine kovalente Bindung eine Heparin-Verbindung zurückzuhalten.
Verfahren zur Herstellung einer bioaktiven Prothese nach einem der Ansprüche 1 bis 11, das die folgenden Stufen umfasst: – 1) Beschichten eines Trägers, dessen Oberfläche aus einem Material, ausgewählt aus Metallen, Metalllegierungen, halbleitenden Materialien, elektrisch leitenden Polymeren, Kohlenstoff-Fasern und ihren Mischungen, besteht, mit einem Polymer oder Copolymer mit reaktionsfähigen Funktionen, wobei das Polymer oder Copolymer abgeschieden worden ist direkt auf der Oberfläche des Trägers durch Elektropolymerisation oder auf einem Polymer, das seinerseits auf der Oberfläche des Trägers durch Elektropolymerisation abgeschieden worden ist, und – 2) Fixieren einer bioaktiven Substanz an der Schicht aus dem Polymer oder Copolymer mittels der reaktionsfähigen Funktionen in der Weise, dass diese Substanz anschließend an der Stelle der Implantation der Prothese allmählich freigesetzt werden kann.
Verfahren nach Anspruch 12, bei dem in der Stufe (1) die Oberfläche des Trägers aus einem Polymer oder Copolymer beschichtet wird und anschließend das Polymer oder Copolymer modifiziert wird, um reaktionsfähige Funktionen einzuführen.
Verfahren nach Anspruch 12, bei dem man in der Stufe (1) das Polymer oder Copolymer mit reaktionsfähigen Funktionen direkt auf die Oberfläche des Trägers aufbringt.
Verfahren nach Anspruch 12, bei dem man die Oberfläche des Trägers mit einem Polymer durch Elektropolymerisation beschichtet und anschließend auf das durch Elektropolymerisation gebildete Polymer das Polymer oder Copolymer mit reaktionsfähigen Funktionen durch Strahlungs-Bepfropfung oder durch Plasma-Polymerisation eines Vorläufer-Monomers des Polymers aufbringt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 15, bei dem man darüber hinaus eine Heparin-Verbindung auf der Schicht aus dem Polymer oder Copolymer mit reaktionsfähigen Funktionen fixiert.
Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 16, bei dem die Fixierung der bioaktiven Substanz auf den reaktionsfähigen Funktionen der Schicht aus dem Polymer oder Copolymer darin besteht, die genannte Substanz mit den reaktionsfähigen Funktionen chemisch zu koppeln durch Bildung einer Verbindung, die in der Lage ist, die bioaktive Substanz an der Stelle der Implantation der Prothese zu regenerieren.
Verfahren nach Anspruch 17, bei dem die reaktionsfähigen Funktionen Hydroxyl-Funktionen sind und die bioaktive Substanz die Acetylsalicylsäure ist.
Verfahren nach Anspruch 18, bei dem die Schicht aus dem Polymer mit reaktionsfähigen Funktionen ausgewählt wird aus der Gruppe Poly(hydroxyethylmethacrylat), Dextran und Polyvinylalkohol.
Verfahren nach einem der Ansprüche 17 bis 19, bei dem man die chemische Kopplung der bioaktiven Substanz an ein Vorläufer-Monomer des Poly mers oder Copolymers, das für die Bildung der Polymerschicht bestimmt ist, vorher durchführt und die Polymerschicht, auf der die bioaktive Substanz fixiert wird, durch Polymerisation des Monomers, das an die bioaktive Substanz chemisch gekoppelt ist, oder durch Copolymerisation des Monomers mit einem nicht-funktionalisierten Monomer bildet.
Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 16, bei dem man die bioaktive Substanz an der Schicht aus dem Polymer oder Copolymer fixiert mittels Mikroreservoirs, welche diese Substanz enthalten, die an den reaktionsfähigen Funktionen der Schicht aus dem Polymer oder Copolymer fixiert sind.
Verfahren nach Anspruch 21, bei dem man die Mikroreservoirs an der Schicht aus dem Polymer oder Copolymer fixiert mittels Funktionen, die mit einer mikroporösen Membran assoziiert sind, welche die Mikroreservoirs umgibt, wobei die genannte Membran auf kovalente Weise mit den reaktionsfähigen Funktionen der Schicht aus dem Polymer oder Copolymer verbunden ist.
Verfahren nach Anspruch 22, worin die Membran aus Polyacrylamid besteht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 21 und 22, worin die Mikroreservoirs Kügelchen aus Agarose sind, die direkt mit der bioaktiven Substanz beladen sind, oder die mit Sphärolithen beladen sind, die ihrerseits mit der bioaktiven Substanz beladen sind.