Beschreibung

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung eines Medikamententrägers, einen entsprechend hergestellten Medikamententräger, einen Materialsatz und eine Verwendung eines solchen Medikamententrägers für die Behandlung von Knochenkrankheiten.

Die vorliegende Erfindung betrifft das technische Gebiet der Medizintechnik, speziell der regenerativen Medizin, insbesondere den Knochenaufbau bzw. die Therapierung von Knochenkrankheiten.

So ist beispielsweise die Behandlung von Zahnfleischknochentaschen ein großes Problem in der Zahnmedizin, insbesondere in der Parodontologie. Alle bisherigen Knochenersatzmaterialien haben die Neigung, aus den Zahnfleischknochentaschen herauszubröseln. Für die Therapie knöcherner Defekte stehen neben der Knochentransplantation eine Vielzahl an biologischen und synthetischen Knochenersatzmaterialien zur Verfügung. Natürliche Materialien existieren auf der Grundlage von Tieren, beispielsweise Rindern oder Schweinen, was allerdings neben religiösen oder ethischen Problemen auch die Gefahr der Übertragung von Krankheiten birgt. Bei auf Korallen basierendem Material stimmen die Struktur und die Chemie nicht in ausreichendem Maße mit dem menschlichen Knochen überein, so dass dieses Material nicht zuverlässig funktioniert.

Bei den synthetischen Materialien dominieren die Kalziumphosphate, insbesondere das Hydroxylapatit (HA) und das ß-Trikalziumphosphat (ßTCP) sowie deren Kombinationen.

Das herkömmliche Hydroxylapatit (HA) wird in seiner Herstellung gesintert. Das Sintern des Hydroxylapatits bei hohen Temperaturen bis zu ca. 1200 °C führt zu einem Körper mit dichter Struktur und geringer Porosität. Diese Poren sind nicht interkonnektierend und haben Größen ausschließlich im Mikrometerbereich. Kleinere Poren im Nanometerbereich kommen nicht vor. Der gesinterte Hydroxylapatit-Kör- per wird nicht bzw. nur extrem langsam abgebaut. Es ist damit nicht optimal geeignet für die Therapie knöcherner Defekte, da es noch nach Jahren im Körper nachgewiesen wird.

Reines ungesintertes Hydroxylapatit wird bislang auf physikalischem Wege stabilisiert, nämlich durch Umklammerung des Hydroxylapatits durch Siliziumoxid (Sol-Gel-Prozeß) oder durch eine wässrige Emulsion (Schaum). Beide Formen physikalisch stabilisierter ungesinterter Hydroxylapatite sind nicht ideal zum Einsatz als Knochenersatzmaterial geeignet, weil sie sich ebenfalls nicht mit dem umgebenden Knochen verbinden und somit herausbröseln können. Beim Abbinde- vorgang der physikalischen Stabilisierung des Knochenzements werden Wärme bis zu 70 °C sowie giftige Substanzen freigesetzt, die zu Komplikationen bis hin zu Todesfällen führen können, die auf den Abbindevorgang zurückzuführen sind. Reines ungesintertes Hydroxyla- patit wird durch Knochenfresszellen (Osteoklasten) physiologisch abgebaut. Dadurch wird die Knochenneubildung nicht gestört.

Als Alternative zum Hydroxylapatit wurde ß-Trikalziumphosphat (ßTCP) in die klinische Anwendung eingeführt. Dieses Material geht bei einem physiologischen pH-Wert in Lösung und verschwindet damit, theoretisch, aus dem Knochendefekt. Der Zusatz von ß-Trikalzi- umphosphat (ßTCP) zu HA führt allerdings zu einem unphysiologischen Abbau, denn das Verschwinden (Auflösen) des ßTCP erfolgt im Gegensatz zu einem physiologischen Abbau durch Osteoklasten vielmehr unphysiologisch über eine Entzündung durch Leukozyten und Makrophagen. Die eingebrachten Kalzium- und Phosphationen werden über die Niere ausgeschieden und damit nicht in den Defekt eingebaut. Wegen dieses unphysiologischen Abbauweges des Biomaterials ist die Geschwindigkeit des Abbaus nicht sicher vorhersehbar und es wird die Knochenneubildung massiv gestört. Aufgrund der Entzündungsreaktion bindet das Material auch nicht an das umliegende Knochengewebe an. Daher ist ßTCP ebenfalls nicht optimal geeignet für die Therapie von Knochendefekten.

Auch bei einer Vermischung von HA mit ßTCP waren die klinischen Ergebnisse nicht zufriedenstellend. Sun et al., „The effects of calcium phosphate particles on the growth of osteoblasts.” J. Biomed. Mater. Res.; 37(3):324-334 (1997) berichteten über eine Wachstumshemmung der Osteoblasten durch das hinzugefügte ß-Trikalziumphos- phat. Einen neuartigen Ansatz stellte die Einführung ungesinterter nanostrukturierter Hydroxylapatit-Xerogele dar (vgl. Gerber: DE 198 25 419, DE 103 38 634). Dieses Material ist unter dem Markennamen Nanobone® erhältlich und wird biodegradiert. Der Abbau erfolgt durch Osteoklasten (Knochenabbauzellen). Da ein Osteoklast mit einem Osteoblast (knochenbildende Zelle) „verbunden" ist, erfolgt der Abbau des Biomaterials mit der gleichen Geschwindigkeit, in der Knochen neu gebildet wird. Damit sind die Probleme konventioneller Hydroxylapatite und ßTCP gelöst.

Aufgrund der Fixierung der einzelnen HA-Partikel im Nanometerbereich mit Siliziumoxid ist dieses Material (Nanobone®) als Granulat erhältlich. Wegen seiner pulvrigen Konsistent ist dieses Material nicht sicher ortsständig und wird gerade bei der Anwendung in der Mundhöhle oder in der Kieferhöhle herausgespült und führt dann doch zum Misserfolg. Die Stabilisierung von hochreinem nanostrukturierten HA in einer gesättigten wässrigen Lösung, als Alternative zum Siliziumoxid, führt ebenfalls zu keiner sicheren Fixierung im Knochendefekt in der Mundhöhle. Ungesintertes HA mit einer Partikelgröße im Nanometerbereich führt jedoch zu einer sicheren Verknöcherung von Knochendefekten kritischer Größe, wenn dieses Material im Knochendefekt sicher eingebracht werden kann.

Alle hierüber beschriebenen Biomaterialien können nur in ein gesundes Knochenlager eingebracht werden, das frei von Infektionen ist. Die Ausheilung infizierter Knochendefekte und -areale erstreckt sich über Wochen bis Monate, da häufig die Medikamente, z.B. Antibiotika, nicht an den Erkrankungsherd gelangen. Häufig werden deshalb in der Medizin lokale Medikamententräger eingesetzt, insbesondere, wenn lokal hohe Medikamentendosen appliziert werden müssen oder wo auf Grund einer gestörten lokalen Blutversorgung keine Medikamente hingelangen können. Als Trägersysteme zur Anwendung am Knochen können resorbierbare (resorptive) und nicht resorbierbare Trägersysteme verwendet werden. Resorptive Medikamententräger sind oft hämostyptische (blutstillende) Vliesstoffe, wie z.B. Kollagen oder auch Gelatine, oder sie bestehen aus Kalziumsalzen. Eine Kollagenbasis ist ungünstig, da Fremdeiweiße zu allergischen Reaktionen führen können. Gelatine stabilisiert das Koagulum im Defekt nur für kurze Zeit und wird dann resorbiert. Kalziumsalze sind in der Regel Komposite aus Kalziumsulfat und Kalziumkarbonat (z.B. Herafill®; Fa.Heareus Medical). Da der Knochen jedoch aus Hydroxylapatit besteht, ist der Ansatz mit einem Kalziumsulfat/Kalziumkarbonat unphysiologisch und die Reaktion dieses Materials nicht vorhersehbar.

Diese Nachteile werden vermieden, wenn nicht resorbierbare Trägermaterialien eingesetzt werden. Der Hauptnachteil hierbei besteht in dem stets notwendigen Zweiteingriff zur Entfernung des Trägersystems. Der am Patienten am häufigsten eingesetzte nicht resorbierbare Träger ist die sogenannte PMMA-Kette bzw. PMMA-Perlenkette (vgl. Sachweh et al., „Gentamicin-PMMA-Ketten bei Problemwunden in der Weichteilchirurgie“ Langenbecks Archiv für Chirurgie; 366, 1 ; 697 (1985)). Das Polymethylmethacrylat wird in kleine Kugeln geformt, die auf einem chirurgischen Draht aufgereiht werden. PMMA- Fixationszemente (Synonym: Knochenzemente) können ebenfalls Antibiotikazusätze enthalten. Diese Zemente werden häufig in der Endoprothetik zum Befestigen von z.B. künstlichen Hüftgelenken eingesetzt. Dieser Knochenzement wird unmittelbar vor dem Einbringen in den Knochendefekt angerührt und bindet dann in einer exothermen Reaktion im Körper des Patienten ab. Dabei entstehen im Wundgebiet Temperaturen von bis zu 70 °C. Weiterhin werden während der Abbindeprozesses giftige Substanzen freigesetzt, so dass eine erhöhte Morbidität und Mortalität auftreten kann (vgl. C. Gaik et al., „Bone cement implantation syndrome - pathophysiology, diagnostics & treatment options“, Anästh Intensivmed 2019;60: 124-133).

In der Therapie infizierter Knochen werden zur Zeit Medikamenträger auf PMMA-Basis (Polymethylacrylat-Basis) verwendet. Ein Beispiel ist die Gentamycin-PMMA-Kette Septopal® der Firma Biomet. Der Nachteil bei den Medikamenträgersystemen auf PMMA-Basis besteht in der Notwendigkeit zum Zweiteingriff zur operativen Entfernung der PMMA-Kette. Ein weiterer Nachteil dieses Trägersystems besteht in der mangelnden Stabilisierung von Knochendefekten.

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Medikamententräger und ein Verfahren zu dessen Herstellung zur Verfügung zu stellen, die zur Verwendung zur Behandlung von Knochenerkrankungen geeignet ist und die Nachteile der hierüber beschriebenen Materialien vermeidet.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zur Herstellung eines Medikamententrägers mit den folgenden Schritten gelöst: a) Herstellen eines granulären Gemischs durch Mischen von ungesintertem Hydroxylapatit mit einer Partikelgröße von weniger als 500 nm, insbesondere 60 nm bis 200 nm, und einem Pektin einerseits sowie einer wässrigen Suspension eines wasserlöslichen Arzneimittels andererseits, b) Herstellen einer Masse durch Hinzufügen der Suspension zum granulären Gemisch im Verhältnis von 10 bis 70 Vol.-% Suspension zu 90 bis 30 Vol.-% Gemisch, insbesondere im Verhältnis 50 Vol.-% zu 50 Vol.-%, c) Formen des Medikamententrägers aus der Masse, während diese in einer Chelatkomplexierung des Pektins und des Hydro- xylapatits geliert.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird das Hydroxylapatit und das Pektin jeweils als trockenes Granulat vorbereitet und die Granulate miteinander zu einem trockenen Granulatgemisch vermischt. Anschließend wird die ebenfalls bereits vorbereitete wässrige Suspension, die das gewünschte Arzneimittel enthält, zu dem trockenen Granulatgemisch hinzugegeben. In der so entstandenen liquiden Phase geliert bzw. verfestigt sich die so hergestellte Masse in einer Chelatkomplexierung der Makromoleküle des Pektins zu einem hochporösen Medikamententräger, dessen Poren mit der wässrigen Suspension des Medikaments oder der Medikamente gefüllt sind.

Der zugrundeliegende Mechanismus der Gelierung ist bekannt. Obwohl Pektinmoleküle sehr groß sind, sind sie als Hydrokolloide aufgrund der freien Carbonsäure-Gruppen der Galacturonsäure-Bau- steine in nur wenig Wasser gut löslich. In wässriger Lösung dissoziieren die Säuregruppen. Dadurch entstehen anionische Säurereste, die gleichmäßig über das Makromolekül verteilt sind. Die negative Ladung sorgt dafür, dass die Pektinmoleküle sich elektrostatisch abstoßen. Weiterhin bilden sich um diese Ladungsträger Hydrathüllen, die eine Annäherung der Moleküle zusätzlich verhindern. Zum Gelieren muss diese Barriere überwunden werden, was im erfindungsgemäßen Fall durch eine Chelatkomplexierung mit mehrwertigen Kationen des Hydroxylapatits erfolgt, so dass sich ein Gel ausbildet, in dem die mehrwertigen Kationen die Pektinketten in einem dreidimensionalen Netzwerk Zusammenhalten und auf diese Weise auch die Hydroxylapatit-Granulen stabilisieren.

Der Einsatz in die Knochenwunde bzw. den betroffenen Bereich erfolgt kurz nach der Hinzufügung der Suspension zum Granulat im noch formbaren Zustand vor Abschluss der Chelatkomplexierung. Der so hergestellte Medikamententräger verbindet sich durch eine koordinative Bindung mit dem Kalzium im umgebenden Knochen. Dadurch wird eine sichere Fixation des Biomaterials im Wundgebiet erzielt. Der Abbindevorgang beginnt somit außerhalb des menschlichen Körpers und kommt im Knochendefekt zum Abschluss. Die Art des Abbindens über eine Chelatkomplexierung führt zu einem Verkleben des Materials mit dem Knochenlager, so dass es sicher im Knochendefekt verbleibt.

Die Chelatkomplexierung erfolgt im neutralen Milieu der wässrigen Lösung und ist isotherm, also ohne Änderung der Temperatur. Es werden auch keine schädlichen Substanzen freigesetzt, so dass das Knochengewebe des Patienten dadurch nicht geschädigt wird. Bei allen bisherigen Knochenersatzmaterialien auf der Basis von Hydro- xylapatit oder ßTCP bzw. deren Kombination erfolgt die komplette Herstellung des Knochenersatzmaterials außerdem außerhalb des Knochendefekts. Daher ist ein „Verkleben“ des Materials mit dem Knochendefektrand nicht mehr möglich. Im Gegensatz dazu wird die Abbindereaktion (Chelatreaktion) bei dem erfindungsgemäßen Verfahren im Defektbereich beendet. Dies ist möglich, da die Chelatreaktion nicht exotherm, also nicht unter Wärmeabgabe, und auch nicht unter Ausscheidung giftiger Substanzen verläuft. Dabei erfolgt während der Chelatreaktion eine koordinative Verbindung zum Kalzium des umgebenden Knochendefektrandes und damit eine sichere Stabilisierung im Knochendefekt.

Beim Einbringen in eine Knochentasche ist das erfindungsgemäß herstellbare Knochenersatzmaterial plastisch, so dass es vom Operateur der individuellen Defektsituation angepasst werden kann. So kann es unter anderem minimalinvasiv über eine Kanüle oder über eine Spritze in einen Defekt eingebracht werden, zum Beispiel zum Auffüllen von Zahnfleischknochentaschen. Außerdem können erstmals Läsionen im Zahnschmelzbereich, wie z.B. eine beginnende Karies, symptomatisch behandelt werden. Das Material ist hochporös mit interkonnektierenden Poren und kann durch den Zusatz beispielsweise von Antibiotika auch in infizierte Knochentaschen eingebracht werden.

Als Pektine können verschiedene Pektine oder pektinhaltige Stoffe verwendet werden. So wird als Pektin in Ausführungsformen Apfelpektin, Citruspektin und/oder Agaropektin in Agar verwendet. Agar bzw. Agar Agar enthält ca. 30 % Agaropektin. Die Erfindung ist hierauf nicht beschränkt, auch andere Pektine können im Rahmen der Erfindung eingesetzt werden.

In Ausführungsformen wird zur Herstellung des trockenen Granulatgemischs das Hydroxylapatit mit dem Pektin (fester Bestandteil) im Verhältnis 95 Vol.-% bis 50 Vol.-% Hydroxylapatit zu 5 Vol.-% bis 50 Vol.-% Pektin gemischt, insbesondere 80 Vol.-% Hydroxylapatit zu 20 Vol.-% Pektin. Das Mischungsverhältnis ist der Anwendung entsprechend einstellbar. Ein größerer Wert des Verhältnisses ergibt einen dichteren Materialträger, ein kleinerer Wert erhöht die Porosität. Brauchbare Mischungsverhältnisse von Hydroxylapatit zu Pektin einerseits und Verhältnisse von Suspension zu Granulat andererseits können durch Versuche leicht ermittelt werden. So kann es, wenn relativ mehr Suspension verwendet wird, günstig sein, im Granulat gleichzeitig die relative Menge an Pektin zum Hydroxylapatit zu erhöhen, um eine stabilisierende Gelierung zu erzielen.

Das Vermischen des Hydroxylapatits mit dem Pektin erfolgt in Ausführungsformen des Verfahrens unter ständigem Verrühren, insbesondere bei einer Temperatur von bis zu 80 °C, insbesondere im Temperaturbereich von 15 °C bis 25 °C, und/oder bei einem Herstellungsdruck von 50 kPa bis 1000 kPa, insbesondere zwischen 100 kPa und 200 kPa. Die Produktion bei oder um Zimmertemperatur ist besonders effizient, weil sie keine besonderen Heiz- oder Kühlvorrichtungen benötigt. Bei höheren Temperaturen kann die Reaktion gegebenenfalls schneller ablaufen, wobei eine Grenze dort besteht, wo die organischen Komponenten und die Medikamente degradieren. Ähnliche Überlegungen gelten für den Druck, bei dem das Granulat hergestellt wird. Der optimale Druck kann vom konkreten Mischungsverhältnis von Hydroxylapatit zu Pektin abhängen und kann in einer kurzen Testreihe herausgefunden werden. Bei einem höheren Anteil an Pektin im Granulatgemisch kann ein höherer Druck nötig sein als bei einem geringeren Anteil, um zu der gewünschten Struktur des Endprodukts zu gelangen.

Die wässrige Suspension wird vorzugsweise auf der Basis von aqua ad iniectabilia, einer physiologischen Kochsalzlösung oder Blut eines Patienten hergestellt. Aqua ad iniectabilia („Wasser für Injektionszwecke“) ist ein Wasser von besonders reiner Qualität, welches nach anerkannten pharmazeutischen Regeln hergestellt, gelagert und angewendet wird, beispielsweise gemäß dem Europäischen Arzneibuch oder dem Deutschen Arzneibuch. Auch physiologische Kochsalzlösungen oder zuvor entnommenes Blut bzw. das Blutplasma eines Patienten können als Lösungsmittel für einige Arzneimittel verwendet werden.

In Ausführungsformen wird oder werden als Arzneimittel ein oder mehrere Antibiotika und/oder Zytostatika in die Suspension eingebracht.

Die Masse des Medikamententrägers weist vorteilhafterweise bei der Chelatkomplexierung einen pH-Wert von 6 bis 8, insbesondere 7, auf. Dies sorgt dafür, dass das umgebende Knochengewebe nicht durch ein zu saures oder basisches Milieu des Medikamententrägers angegriffen wird. Die Chelatkomplexierung des Hydroxylapatits mit dem Pektin in der wässrigen Suspension ist dementsprechend neutral eingestellt.

Die Vermischung der Suspension mit dem Gemisch im Verfahrensschritt c) erfolgt vorteilhafterweise extrakorporal, wobei insbesondere das Gelieren der Masse des Medikamententrägers durch Chelatkomplexierung im Verfahrensschritt d) zum Teil extrakorporal und zum Teil intrakorporal nach Einbringen der Masse oder eines Teils der Masse in eine Schadstelle in einem Knochen erfolgt. Hierzu wird zunächst das Granulat extrakorporal in einen Mischbehälter, beispielsweise eine sterile Schale oder Schüssel, gegeben und anschließend die Suspension hinzugegeben. Durch ständiges Verrühren der Suspension mit dem Granulat in dem Mischbehälter entsteht eine homogene streich- bzw. fließfähige Paste. Dieses pastenartige Material wird dann, beispielsweise innerhalb von 10 Minuten, in den Knochendefekt eingebracht und härtet dort weiter aus.

Der Knochendefekt soll chirurgisch trocken und frei von einer ungestillten Blutung sein. Das Material füllt vorzugsweise den gesamten Knochendefekt aus und schließt mit der Außenkortikalis des Knochens bündig ab. Eine leichte Übermodelation des eingebrachten Knochenersatzmaterials ist möglich. Das Material ist nach 10 Minuten ausreichend stabil, so dass der Defektbereich durch die umgebenden Weichteile verschlossen werden kann. Eine zusätzliche Stabilisierung durch eine Membran oder ein z.B. Titanmesh ist möglich. Maßnahmen zur Kühlung während des Abbindevorgangs im Knochendefekt sind nicht notwendig, da keine Wärme während der Chelatreak- tion des Abbindeprozesses entsteht. Bei Hohlräumen in Knochen wie Zysten oder bei Osteoporose kann die noch fließfähige Paste mittels einer Spritze eingebracht werden.

In Ausführungsformen werden das trockene Gemisch und die wässrige Suspension im Verfahrensschritt a) zunächst getrennt voneinander hergestellt und vorportioniert, steril und hermetisch verpackt, und erfolgt die Herstellung der Masse im Verfahrensschritt b) erst später unmittelbar vor einer Anwendung, nachdem das Gemisch und die Suspension entpackt wurden. Dies bedeutet, dass die festen und flüssigen Bestandteile als separate Teile eines Materialsatzes hergestellt und vertrieben werden können, fertig vorkonfektioniert, so dass in der Arztpraxis nur noch das Hinzugeben der Suspension zum Granulat und das Verrühren erfolgt, üblicherweise durch eine Arzthelferin oder einen Arzthelfer, oder durch den behandelnden Arzt selbst.

Die der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe wird auch durch einen Medikamententräger für die Behandlung von medikamentös behandelbaren Knochenkrankheiten oder Knochenverletzungen gelöst, herstellbar oder hergestellt in einem zuvor beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren, mit einem durch eine wässrige Suspension wenigstens eines wasserlöslichen Medikaments stabilisierten Gemisch aus Hydroxylapatit und einem Pektin, welcher nach seiner Verfestigung eine mit der wässrigen Suspension des wenigstens einen Medikaments gefüllte Porenstruktur aufweist. Der nach dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellte oder herstellbare Medikamententräger verwirklicht die gleichen Vorteile, Eigenschaften und Merkmale wie das zuvor beschriebene Verfahren.

In Ausführungsformen des Medikamententrägers weist die Porenstruktur einen Volumenanteil von 60 % oder mehr interkonnektieren- der Poren auf. Damit handelt es sich um einen hochporösen Körper, dessen Lumen die wässrige Suspension des jeweils gewählten Medikaments enthält und an das umgebende Knochengewebe abgeben kann. Das interkonnektierende Porensystem dient auch zur Konduk- tion von Osteoblasten und Osteoklasten sowie als Struktur, in die sich neu bildendes Knochenmaterial einwachsen kann.

Die Porenstruktur weist vorzugsweise Nanoporen mit Porengrößen im Nanometerbereich, Mikroporen im unteren Mikrometerbereich und Makroporen im oberen Mikrometer- bis Millimeterbereich auf. Der Nanometerbereich deckt den Bereich von 1 nm bis ca. 1000 nm ab, die Mikroporen den Bereich zwischen ca. 1 pm bis ca. 500 pm und die Makroporen den Bereich zwischen ca. 500 pm bis ca. 2 mm. Dies bedeutet, dass die Porengrößen eine sehr große Streuung haben und mehrere Größenordnungen vom Nanometerbereich bis zumindest in den oberen Mikrometerbereich, insbesondere bis in den Millimeterbereich hinein, abdecken. Damit wird eine Bandbreite von Funktionen der Poren abgedeckt. So nehmen die Nanoporen durch kapillare Sogwirkung passiv die Gewebeflüssigkeit des Implantatlagers, also des umgebenden Knochengewebes, auf und erlauben über van der Waals'sche Kräfte die Anlagerung von Proteinen an die ungesinterten Hydroxylapatit-Partikel. Hierdurch entsteht eine osteoinduktive Eigenschaft des Medikamententrägers, es entsteht ein zytotaktischer Reiz für die Osteoklasten. Die Osteoklasten gelangen über die Mikroporen an das ungesinterte Hydroxylapatit und biodegradieren es. Die Mikroporen erlauben den Ein- und Durchtritt von Zellen und sind für die Osteokonduktion des Biomaterials verantwortlich. Durch die Verlinkung der Osteoklasten mit den Osteoblasten erfolgt gleichzeitig ein Aufbau neuen Knochenmaterials. Die Makroporen erlauben u.a. das Einwachsen von Gefäßen in das poröse Material des Medikamententrägers.

Der Medikamententräger kann auch als individualisierter dreidimensionaler Formkörper hergestellt werden. Hierfür kann zunächst die Form eines Hohlraums oder einer Knochenschädigung erfasst werden und der Medikamententräger in entsprechender Form hergestellt werden und nach seinem Aushärten in das Implantatlager eingesetzt werden.

Die der Erfindung zugrundeliegende Aufgabe wird auch durch einen Materialsatz zur Herstellung eines zuvor beschriebenen Medikamententrägers gelöst, umfassend ein vorportioniertes und gemäß Verfahrensschritt a) des Anspruchs 1 hergestelltes granuläres Gemisch von ungesintertem Hydroxylapatit mit einer Partikelgröße von weniger als 500 nm, insbesondere 60 nm bis 200 nm, und einem Pektin, und eine vorportionierte und gemäß Verfahrensschritt a) des Anspruchs 1 hergestellte wässrige Suspension eines wasserlöslichen Arzneimittels. Dieser Materialsatz kann entweder bei einem Hersteller von Knochenersatzmaterialien oder bei einem Pharmaunternehmen hergestellt werden und konfektioniert an Kliniken oder Praxen abgegeben werden. Ebenso ist es möglich, das Lösungsmittel und das Medikament für die Suspension getrennt voneinander abzugeben und erst vor Ort anzusetzen, so dass gleichartige Medikamententräger mit unterschiedlichen Medikamenten auf reproduzierbare Weise hergestellt werden können. Auch der Materialsatz erfüllt so die Vorteile, Eigenschaften und Merkmale des erfindungsgemäßen Medikamententrägers und des erfindungsgemäßen Verfahrens.

Schließlich wird die der Erfindung zugrundeliegende Aufgabe auch durch eine Verwendung eines zuvor beschriebenen erfindungsgemäßen Medikamententrägers zur Behandlung von medikamentös behandelbaren Knochenerkrankungen oder Knochenverletzungen gelöst, insbesondere zum Einsatz in infektionsgefährdeten oder bereits infizierten Knochenwunden oder Knochendefekten oder zur Therapie von Osteomyelitiden oder Osteoporose. Der Materialträger füllt eine Knochenfehlstelle mit einem biokompatiblen und unschädlichem Material aus, welches Medikamente direkt an die Stelle bringt, wo sie benötigt werden. Die Verträglichkeit führt zu schnellerer Heilung und verringerter Neigung zur Ausbildung von Komplikationen.

Weitere Merkmale der Erfindung werden aus der Beschreibung erfindungsgemäßer Ausführungsformen zusammen mit den Ansprüchen und den beigefügten Zeichnungen ersichtlich. Erfindungsgemäße Ausführungsformen können einzelne Merkmale oder eine Kombination mehrerer Merkmale erfüllen.

Im Rahmen der Erfindung sind Merkmale, die mit „insbesondere“ oder „vorzugsweise“ gekennzeichnet sind, als fakultative Merkmale zu verstehen.

Die Erfindung wird nachstehend ohne Beschränkung des allgemeinen Erfindungsgedankens anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben, wobei bezüglich aller im Text nicht näher erläuterten erfindungsgemäßen Einzelheiten ausdrücklich auf die Zeichnungen verwiesen wird. Es zeigen:

Fig. 1 ein lichtmikroskopisches Bild eines Schnittes durch einen erfindungsgemäßen Medikamententräger in 50facher Vergrößerung,

Fig. 2 ein REM-Bild einer Makropore eines erfindungsgemäßen Medikamententrägers in 50facher Vergrößerung,

Fig. 3 ein REM-Bild einer Mikropore eines erfindungsgemäßen Medikamententrägers in 3. OOOfacher Vergrößerung,

Fig. 4 ein REM-Bild einer Nanopore eines erfindungsgemäßen Medikamententrägers in 10.000facher Vergrößerung,

Fig. 5 ein REM-Bild von gesinterten 100%igen Hydroxylapatit,

Fig. 6A einen Schnitt durch einen mit ßTCP aufgefüllten Knochendefekt,

Fig. 6B einen Schnitt durch einen mit Niedertemperatur-Hydroxyla- patit aufgefüllten Knochendefekt,

Fig. 7 einen Schnitt durch einen mit einem Gemisch aus 60% Hydroxylapatit und 40% ßTCP aufgefüllten Knochendefekt mit lokaler Entzündungsreaktion,

Fig. 8A einen Schnitt durch einen mit 100% ungesintertem Hydroxylapatit aufgefüllten Knochendefekt und

Fig. 8B einen Schnitt durch einen mit 100% ungesintertem Hydroxylapatit aufgefüllten Knochendefekt mit physiologischem Abbau.

Im Folgenden werden einige Anwendungsbeispiele zur Herstellung erfindungsgemäßer Medikamententräger vorgestellt.

In der klinischen Anwendung wird unterschieden in der Behandlung von zwei- und dreiwandigen Defekten einerseits und der Therapie von Hohlräumen im Knochen, wie z.B. Zysten und osteoporotischen Defekten, andererseits.

Bei der Anwendung des erfindungsgemäß hergestellten Medikamententrägers bei zwei- und dreiwandigen Knochendefekten wird ein Granulat aus Hydroxylapatit und Pektin unmittelbar vor der Anwendung beispielsweise in eine sterile Schale bzw. Schüssel gegeben. Anschließend wird die Suspension mit dem Arzneimittel hinzugegeben. Die Suspension wird nach den Vorgaben des jeweiligen Arzneimittelherstellers angefertigt oder eine vorgefertigte liquide Darreichung des Arzneimittelherstellers verwendet. Durch ständiges Verrühren der Suspension mit dem Granulat in einem sterilen Gefäß entsteht eine homogene streichfähige Paste. Diese pastenartige Masse wird dann innerhalb von 10 Minuten in den Knochendefekt eingebracht. Der Knochendefekt sollte chirurgisch trocken und frei von einer ungestillten Blutung sein. Das Material ist so bemessen, dass es den gesamten Knochendefekt ausfüllt und mit der Außenkortikalis des Knochens bündig abschließt. Eine leichte Übermodelation des eingebrachten Knochenersatzmaterials ist möglich. Das Material ist nach 10 Minuten ausreichend stabil, so dass der Defektbereich durch die umgebenden Weichteile verschlossen werden kann. Eine zusätzliche Stabilisierung durch eine Membran oder ein z.B. Titanmesh ist möglich. Maßnahmen zur Kühlung während des Abbindevorgangs im Knochendefekt sind nicht notwendig, da während der Chelatkomple- xierung des Abbindeprozesses keine Wärme entsteht.

Zur Behandlung von Hohlräumen im Knochen, wie z.B. bei Zysten oder Osteoporose, mit dem erfindungsgemäßen Medikamententräger wird zunächst das Granulat in eine sterile Schale bzw. Schüssel gegeben. Anschließend wird die Suspension mit dem Arzneimittel hinzugegeben. Die Suspension wird nach den Vorgaben des jeweiligen Arzneimittelherstellers angefertigt oder als vorgefertigte liquide Darreichung des Arzneimittelherstellers verwendet. Das Verhältnis von Granulat zur Suspension beträgt dabei beispielsweise 1 Volumenteil zu 2 Volumenteilen. Ein anderes Mischungsverhältnis ist im individuellen Fall möglich. Durch ständiges Verrühren der Suspension mit dem Granulat in einem sterilen Gefäß entsteht eine homogene fließfähige Paste. Dieses fließfähige Material wird dann innerhalb von 10 Minuten in eine Spritze eingebracht. Anschließend wird das Zielgebiet, z.B. ein zystenartiger, im Knochen liegender Bereich, durch die Spritze mit dem fließfähigen Material aufgefüllt.

Durch die Chelatkomplexierung entsteht ein hochporöser erfindungsgemäßer Hydroxylapatit-Pektin-Medikamententräger, der eine sichere Applikation des gewählten Arzneimittels im Zielgebiet, beispielsweise infektgefährdeter Knochen bzw. bereits infizierter Knochen oder Knochendefekte, ermöglicht.

Ein solcher Medikamententräger ist in Fig. 1 im Querschnitt lichtmikroskopisch abgebildet. Der erfindungsgemäße Medikamententräger beruht auf einem Gemisch aus 80 Vol.-% Hydroxylapatit und 20 Vol.- % Apfelpektin, zu dem aqua ad iniectabilia im Verhältnis 50 Vol.-% zu 50 Vol.-% hinzugefügt wurde. Er hat eine Gesamtporosität von > 75 Vol.-% und weist eine Struktur interkonnektierender Poren im Nanometerbereich (Nanoporen), im unteren Mikrometerbereich (Mikroporen) und im oberen Mikrometer- bis Millimeterbereich (Makroporen) auf, wie in den Fig. 2 bis 4 mit steigender Vergrößerung dargestellt. Entlang der horizontalen Linien erfolgte die Berechnung der Porosität. Die Interkonnektivität der Poren ergibt sich aus der Chelatkomplexierung im flüssigen Medium, im gezeigten Ausführungsbeispiel bei Zimmertemperatur und Atmosphärendruck (ca. 100 kPa). Die Erfindung ist nicht auf das Ausführungsbeispiel beschränkt. Vielmehr werden ähnliche Ergebnisse auch mit anderen Mischungsverhältnissen, Pektinen und Herstellungsparametern innerhalb der beschriebenen Grenzen erzielt.

Makroporen sind in Fig. 2 unter 50facher Vergrößerung gut zu erken- nen. Diese bieten Raum, damit Gefäße hineinwachsen und sich verankern können.

Die in Fig. 4 unter 10.000facher Vergrößerung dargestellten Nanoporen nehmen durch kapillare Sogwirkung passiv die Gewebeflüssigkeit des Implantatlagers auf und erlauben über van der Waals'sche Kräfte die Anlagerung von Proteinen an die ungesinterten Hydroxyla- patit-Partikel . Hierdurch entsteht eine osteoinduktive Eigenschaft des neuartigen Knochenaufbaumaterials. Gleichzeitig entsteht ein zy- totaktischer Reiz für die Osteoklasten, die über die in Fig. 3 unter 3. OOOfacher Vergrößerung dargestellten Mikroporen an das ungesinterte Hydroxylapatit gelangen und es biodegradieren. Damit sind die Mikroporen verantwortlich für die Osteokonduktion des erfindungsgemäßen Medikamententrägers. Durch die Verlinkung der Osteoklasten mit den Osteoblasten erfolgt gleichzeitig ein Knochenaufbau.

Zu den separat fabrizierten Hydroxylapatitpartikeln mit einer Länge von weniger als 500nm wird Pektin, bevorzugt Apfelpektin, hinzugegeben. Es sind jedoch auch andere Pektin-Arten, wie z.B. Citruspek- tin usw., aber alternativ auch Agar, welches Agaropektin enthält, möglich. Die Herstellungstemperatur liegt bevorzugt im Bereich von 15 °C bis 25 °C und der Herstellungsdruck in einem Bereich von 50 kPa bis 200 kPa. Alternativ sind höhere Temperaturen und Drücke während der Herstellung möglich. Das Verhältnis des Hydroxylapatit- Pektin-Gemischs zu der wässrigen Suspension ist, entsprechend der gewünschten mechanischen Eigenschaften, frei wählbar. Bevorzugt liegt es im Bereich von 50 Vol.-% zu 50 Vol.-%. Alternativ sind andere Mischungsverhältnisse möglich. Die Kombination mit weiteren Arzneimittel, wie z.B. Antibiotika, erfolgt in der Suspension, deren Basis aqua ad iniectabilia ist. Es resultiert ein klinisch leicht zu verarbeitendes Knochenaufbaumaterial, das stabil im Defekt verbleibt. Das einfach umsetzbare Verfahren und sein Endprodukt sind für Hersteller von Knochenersatzmaterialien sowie von Pharmazeutika von Interesse, ebenso wie für Anwender in der Knochenheilkunde.

Die Vorteile des erfindungsgemäß hergestellten Materials gegenüber anderen bekannten Knochenersatzmaterialien werden in den folgenden Figuren verdeutlicht.

Fig. 5 zeigt ein REM-Bild von gesinterten 100%igen Hydroxylapatit. Es handelt sich um ein fast vollständig verdichtetes Sintermaterial mit nur wenigen Poren im Mikrometerbereich, die untereinander nicht verbunden sind. Dieser Werkstoff eignet sich aufgrund seiner mangelnden Porosität nicht als Medikamententräger und kann auch keine Bindung mit dem umliegenden Knochengewebe eines Knochendefekts eingehen.

Fig. 6A stellt einen Schnitt durch einen mit ßTCP aufgefüllten Knochendefekt dar. Bei den dunkel dargestellten Einlagerungen handelt es sich um ßTCP-Partikel 10, die von einem Leukozytenwall 12 umgeben sind, welcher Teil einer Entzündungsreaktion und damit unphysiologischen Abbaus ist. Dadurch kommt es zu einem nur unvollständigen Knochendurchbau.

In dem in Fig. 6B gezeigten Schnitt durch einen Knochendefekt, der mit Niedertemperatur-Hydroxylapatit aufgefüllten worden war, sind entsprechende unphysiologische Strukturen nicht zu entdecken. Der Knochenabbau ist vielmehr über Osteoklasten mit gleichzeitigem Wiederaufbau von Knochengewebe mittels Osteoblasten erfolgt. Es ergibt sich ein vollständiger Knochendurchbau ohne Reste des Hyd- roxylapatits. Fig. 7 zeigt einen Schnitt durch einen mit einem Gemisch aus 60% Hydroxylapatit und 40% ßTCP aufgefüllten Knochendefekt mit lokaler Entzündungsreaktion. Die Partikel 10 aus dem Gemisch erscheinen dunkel und sind von hellerem Knochenmaterial 15 umgeben. In diesem läuft eine Leukozyteninfiltration 20 auf, die als dunkleres Gebiet im umgebenden Knochenmaterial 15 erkennbar ist. Diese Leukozyteninfiltration 20 ist Teil einer Entzündungsreaktion, die das Gemisch unphysiologisch abbaut und die Knochenneubildung stört.

Fig. 8A stellt einen Schnitt durch einen mit 100% ungesintertem Hydroxylapatit aufgefüllten Knochendefekt dar, in dem HA-Partikel wiederum dunkel erscheinen. Es ist keine Leukozyteninfiltration vorhanden. In Fig. 8B ist wie in Fig. 8A ebenfalls ein Schnitt durch einen mit 100% ungesintertem Hydroxylapatit aufgefüllten Knochendefekt gezeigt, wobei in diesem Fall der physiologische Abbau durch Osteoklasten 21 sichtbar ist.

Alle genannten Merkmale, auch die den Zeichnungen allein zu entnehmenden sowie auch einzelne Merkmale, die in Kombination mit anderen Merkmalen offenbart sind, werden allein und in Kombination als erfindungswesentlich angesehen. Erfindungsgemäße Ausführungsformen können durch einzelne Merkmale oder eine Kombination mehrerer Merkmale erfüllt sein.

Bezugszeichenliste

10 ßTCP-Partikel

12 Leukozytenwall 15 Knochenmaterial

20 Leukozyteninfiltration

21 Osteoklast