DE60019354T2

DE60019354T2 - Verfahren zur Knorpelgeweberegeneration

Info

Publication number: DE60019354T2
Application number: DE60019354T
Authority: DE
Inventors: Tahir Mahmood; Clemens Antoni Van Blitterswijk; Jens Uwe Riesle
Original assignee: Isotis NV
Current assignee: OctoPlus Sciences BV
Priority date: 1999-02-10
Filing date: 2000-02-10
Publication date: 2006-03-09
Anticipated expiration: 2020-02-11
Also published as: JP2000237298A; AU776878B2; US6692761B2; US20020006428A1; AU1499000A; DE60019354D1; ATE292986T1; CA2298421A1; US20020009477A1; US6656489B1; US6737073B2

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Diese Erfindung bezieht sich auf ein Gerüst für die Verwendung in einem Verfahren des Tissue-Engineering von Knorpel.
Die Unfähigkeit von Gelenkknorpeln zur Selbstreparatur ist ein Hauptproblem bei der Behandlung von Patienten, deren Gelenke durch traumatische Verletzung oder Leiden an degenerativen Zuständen wie Arthritis oder Osteoarthritis beschädigt worden sind. Beispiele gegenwärtig genutzter Behandlungen schließen Bohren und Abrasion unter dem Knorpel ein. Diese Behandlungen sind jedoch auf die lange Sicht kaum wirksam, da sie nicht die Bildung von neuem oder Ersatzknorpelgewebe oder knorpelähnlichem Gewebe fördern. Stattdessen führen diese Behandlungen zu narbigem oder faserigem Gewebe, das der Gelenksbelastung auf lange Sicht nicht widerstehen kann. Folglich wird, obwohl sich der Zustand von unter Verwendung dieser konventionellen Technik behandelter Patienten anfänglich verbessert, er sich schließlich verschlechtern, was möglicherweise zu Osteoarthritis führt.
Eine andere Therapie, auf die man gewöhnlich für die Behandlung des Knorpelverlusts baut, ist das Ersetzen mit einem Prothesematerial wie Silikon für kosmetische Reparaturen oder Metall-Legierungen für die Unterfütterung von Gelenken. Das Platzieren der Prothesen ist gewöhnlich mit einem signifikanten Verlust zugrundeliegenden Gewebes und Knochens ohne Wiedergewinnung der durch den ursprünglichen Knorpel ermöglichten vollen Funktion, ebenso wie der irritierenden Anwesenheit eines Fremdkörpers verbunden. Andere mit einem dauerhaften Fremdkörper verbundene Langzeitprobleme können Infektion, Erosion und Instabilität einschließen.
Kürzlich wurden neue Ansätze zur Knochengewebsreparatur vorgeschlagen. Diese Ansätze basieren auf dem Implantieren oder Injizieren expandierter autologer Zellen per se in eine Defektstelle in dem Knorpelgewebe eines Patienten. Es wurde jedoch in der Zwi schenzeit akzeptiert, dass die Mehrheit der demzufolge implantierten Zellen nicht überdauern wird. Auch ist dieser Ansatz nur für eine vergleichsweise kleine Patientengruppe machbar.
Vor noch kürzerer Zeit wurde in der EP-A-0 469 070 vorgeschlagen, eine biokompatible synthetische Polymermatrix, auf der Chondrozyten, Fibroblasten oder Knochenvorläuferzellen ausgesät worden sind, als ein Implantat für knorpelige Strukturen zu verwenden. Es wird gelehrt, dass es unabdingbar ist, dass die Polymermatrix aus Fasern oder einem faserigen Gitter gebildet wird, um den freien Austausch an Nährstoffen und Abfallprodukten mit den an der Matrix angehefteten Zellen bereitzustellen. Dieser freie Austausch wird als besonders relevant in dem Stadium nach der Implantation beschrieben, worin die Vaskularisierung des Implantates noch nicht stattgefunden hat. Das für die Bereitstellung der Polymermatrix verwendete Material ist ein biokompatibles synthetisches Material. Das einzige besonders genannte Material ist Polyglactin 910, ein 90:10-Copolymer von Glykolid und Lactid.
Die internationale Patentanmeldung WO-A-93/21858 offenbart eine Anordnung zur Verhinderung von Adhäsionen oder der Bindung von Gewebe an Gewebe oder von Gewebe an Knochen, welche ein Composit aus einer ersten Schicht und einer zweiten Schicht umfasst, wobei jede davon ein bioabbaubares Polymer umfasst. Die erste Schicht ist nicht-porös oder porös mit einer Porengröße von 3 μm oder weniger; die zweite Schicht hat Poren mit einer Porengröße von 30 bis 250 μm.
Die europäische Patentanmeldung 0 357 155 bezieht sich auf Prothesevorrichtungen mit Knochen-Bonding-Eigenschaften, wie alloplastische Trommelfellmembranen und Ventilationsröhren für die Anwendung bei der Trommelfellmembran, und ebenso auf ihre therapeutische Verwendung. Die Vorrichtungen sind aus einem segmentierten Copolyester hergestellt, der im Wesentlichen aus einer Vielzahl wiederkehrender langkettiger Estereinheiten und kurzkettiger Estereinheiten besteht. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist der segmentierte Copolyester ein Polyoxyethylen/Polyutylenterephtalat-Copolymer. Es wird festgestellt, dass die offenbarten Vorrichtungen Verwendung in der Orthopädie finden können, z. B. als ein Knochenersatz- oder Knorpelersatzmaterial oder für die Frakturfixierung. Es wird ebenfalls erwähnt, dass die offenbarten Prothesevor richtungen mit anderen Materialien kombiniert werden können, z. B. als ein Composit-Material mit z. B. Hydroxyapatit oder Polymilchsäure als Überzug oder als eine Mischung mit z. B. Polymilchsäure.
Die Europäische Patentanmeldung 0 891 783 offenbart eine Vorrichtung für das Tissue-Engineering von Knochen. Die Vorrichtung umfasst ein Gerüstmaterial, das aus einem bioaktiven, osteokonduktiven und segmentierten thermoplastischen Knochen-Bonding-Copolyester und kultivierten osteogenen oder Knochenvorläufer-Zellen, insbesondere Knochenzellen, besteht. Der Copolyester besteht im Wesentlichen aus einer Vielzahl wiederkehrender langkettiger Estereinheiten und kurzkettiger Estereinheiten. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist der segmentierte Copolyester ein Polyoxyethylen/Polyutylenterephtalat-Copolymer.
Die vorliegende Erfindung zielt darauf ab, ein verbessertes Gerüst für das Tissue-Engineering von Knorpel bereitzustellen. Es ist ein Ziel, eine künstliche Matrix bereitzustellen, die hochgeeignet ist, als ein temporäres Gerüst für zelluläres Wachstum und die Implantation von Knorpeln zu dienen. Die Matrix sollte bioabbaubar und nicht toxisch sein und sollte das Zellwachstum sowohl in vivo als auch in vitro ermöglichen. Es ist ein weiteres Ziel, dass das Gerüst eine ausreichende mechanische Stärke bereitstellen kann, damit es für Zellwachstum genutzt werden kann, um degenerierten Knorpel in Gelenken zu ersetzen, und wünschenswerter Weise ebenfalls, um der Gelenkbelastung standzuhalten. Es sollte ferner möglich sein, das Gerüst so zu gestalten, dass es geeignet ist, Hyalin- oder elastischen Knorpel in der plastischen und rekonstruktiven Chirurgie zu ersetzen.
Überraschenderweise wurde gefunden, dass die obigen Ziele durch Verwendung einer porösen Matrix eines spezifischen Polymermaterials als ein Gerüst für die Herstellung von Knorpelgewebe erfüllt werden.
Unter gewissen Bedingungen, insbesondere, wenn beabsichtigt wird, das Gerüst bei der Behandlung von Knorpeldefekten voller Dicke, umfassend Knorpel ebenso wie Knochen, zu verwenden, wurde es als vorteilhaft befunden, ein Composit-Gerüst zu verwenden, umfassend einen ersten Teil, welcher eine äußere Oberfläche aus einem Polymermaterial hat, und einen zweiten Teil, der eine äußere Oberfläche aus einem keramischen Material hat. Die Composit-Matrix ist bevorzugt ein Zweischichtsystem, worin der Keramikteil die Funktion des Knochens nachahmt und der Polymerteil die Funktion von Knorpeln nachahmt. Folglich ahmt die Composit-Matrix die Natur von sowohl Knorpel- als auch Knochengewebe nach. Ferner erleichtert die äußere keramische Oberfläche die Adhäsion von Zellen an das Gerüst sowohl in vitro als auch in vivo.
Folglich bezieht sich die Erfindung auf die Verwendung einer bioabbaubaren, biokompatiblen, porösen Matrix, die aus einem Copolymer eines Polyalkylenglykols und eines aromatischen Polyesters gebildet ist, für die Herstellung eines Gerüstes für Knorpelgewebereparatur oder -ersatz, wie in Anspruch 1 definiert.
Das als ein Gerüst in Übereinstimmung mit der Erfindung verwendete Material befriedigt sämtliche oben genannten Erfordernisse für die Verwendung bei der Knorpelreparatur oder -ersatz. Besonders stellt dieses Material eine überlegene mechanische Stärke bereit, so dass das Gerüst in der Lage ist, der Gelenkbelastung zu einem Ausmaß zu widerstehen, welches unter Verwendung einer faserigen Struktur nicht erzielbar ist.
Ferner hat das spezifische Polymermaterial, auf welchem das vorliegende Gerüst basiert ist, Hydrogel-Eigenschaften und sorgt für die Diffusion durch das Material selber, zusätzlich zur Diffusion durch seine poröse Struktur. Selbstverständlich ist diese Eigenschaft höchst vorteilhaft, wenn Zellen auf dem Gerüst ausgesät und darauf kultiviert werden, da sie einen sehr effizienten Transport von Nährstoffen und Abfallstoffen von und zu den Zellen erlaubt. Zweitens imitiert das Material eng die Struktur und die Eigenschaften von natürlichem Knorpel, welcher, da er 80 % Wasser enthält, ebenfalls ein Hydrogel ist. Weiterhin erlaubt das Schwellverhalten des spezifischen Polymermaterials die optimale Fixierung der Struktur in einem Defekt, wenn sie ohne darauf in vitro ausgesäte Zellen implantiert wird.
Eine als ein Gerüst in Übereinstimmung mit der Erfindung verwendete Matrix ist bioabbaubar und biokompatibel. In dem Zusammenhang der vorliegenden Erfindung ist beabsichtigt, dass sich der Begriff biokompatibel auf Materialen bezieht, die in einen menschlichen oder tierischen Körper im Wesentlichen ohne unannehmbare Antworten des Menschen oder Tieres eingebaut werden können. Der Begriff bioabbaubar bezieht sich auf Materialien, welche nach einem gewissen Zeitraum in einer biologischen Umgebung aufgelöst werden. Vorzugsweise wird die Auflösungsrate ähnlich oder identisch mit der Rate ausgewählt, mit welcher der Körper autogenes Gewebe erzeugt, das eine ausreichende mechanische Stabilität bereitstellt, um das Implantat zu ersetzen, aus welchem das bioabbaubare Material hergestellt ist.
In Übereinstimmung mit der Erfindung hat die Matrix eine langsamere Abbaurate in einer biologischen Umgebung, als die Copolymere aus Glykolid und Lactid, die gemäß der oben diskutierten EP-A-0 469 070 bevorzugt sind, was eine mechanische Abstützung über die gesamte Regenerationsperiode in vivo sicherstellt, bevor die extrazelluläre Matrix, die durch die auf dem Gerüst ausgesäten Zellen oder durch die Zellen des umgebenden, in vivo vorhandenen Gewebes synthetisiert worden ist, die mechanische Funktion übernimmt.
Ferner ist die vorliegende Matrix porös (d. h. nicht faserig). Dies bedeutet, dass die Matrix eine im Wesentlichen homogene, feste Struktur ist, versorgt mit kleinen Löchern (Poren), welche Diffusion von Nährstoffen und Abfallprodukten ermöglichen. Im Gegensatz zu einer faserigen Struktur, die aus unterschiedlichen Elementen (Fasern) zusammengesetzt ist, ist die vorliegende poröse Matrix eine kontinuierliche Struktur, im Wesentlichen zusammengesetzt aus einem Element, umfassend verschiedene Kompartimente. Es wird bevorzugt, dass die Poren in der vorliegenden Matrix miteinander verbunden sind.
Vorzugsweise hat die Matrix eine Makroporosität zwischen 30 und 99 %, bevorzugter zwischen 60 und 95 %. Die Poren in der Matrix haben bevorzugt einen Durchmesser von zwischen 0,1 und 2.000 μm, bevorzugter zwischen 1 und 1.000 μm. Die Makroporosität und der Durchmesser der Poren wird so gewählt werden, dass auf der einen Seite eine ausreichende Diffusion von Nährstoffen und Abfallprodukten stattfinden kann und auf der anderen Seite eine ausreichende mechanische Festigkeit durch die Matrix bereitgestellt wird.
Wie erwähnt worden ist, wird das vorliegende Gerüst aus einer spezifischen Polymermaterialklasse mit Hydrogel-Eigenschaften geformt. Dies ist die Klasse der Copolymere aus einem Polyalkylenglykol und einem aromatischen Polyester. Vorzugsweise umfassen diese Copolymere 40 bis 80 Gew.-%, bevorzugter 50 bis 70 Gew.-% des Polyalkylenglykols und 60 bis 20 Gew.-%, bevorzuger 50 bis 30 Gew.-% des aromatischen Polyesters. Ein bevorzugter Copolymertyp gemäß der Erfindung wird durch die Gruppe der Blockcopolymere gebildet.
Bevorzugt hat das Polyalkylenglykol ein durchschnittliches Molekulargewicht von 150 bis 4.000, bevorzugter von 200 bis 1.500. Der aromatische Polyester hat bevorzugt ein durchschnittliches Molekulargewicht von 200 bis 5.000, bevorzugter von 250 bis 4.000. Die massegemittelte Molekülmasse des Copolymers liegt bevorzugt zwischen 20.000 und 200.000, bevorzugter zwischen 50.000 und 120.000. Die massegemittelte Molekülmasse kann geeigneterweise durch Gelpermeations-Chromatographie (GPC) bestimmt werden. Diese Technik, welche an sich bekannt ist, kann z. B. unter Verwendung von Tetrahydrofuran als einem Lösungsmittel und Polystyrol als äußerer Standard durchgeführt werden.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel hat der Polyalkylenglykol-Bestandteil Einheiten der Formel -OLO-CO-Q-CO-, worin 0 für Sauerstoff steht, C für Kohlenstoff steht, L ein bivalentes organisches Radikal ist, das nach dem Entfernen endständiger Hydroxylgruppen aus einem Poly(oxyalkylen)glykol verbleibt, und Q ein divalentes organisches Radikal ist.
Bevorzugte Polyalkylenglykole werden aus der Gruppe aus Polyethylenglykol, Polypropylenglykol und Polyeutylenglykol und Copolymeren davon, wie z. B. Poloxameren, ausgewählt. Ein stark bevorzugtes Polyalkylenglykol ist Polyethylenglykol.
Die Begriffe Alkylen und Polyalkylen beziehen sich allgemein auf eine isomere Struktur, d. h. Propylen umfasst sowohl ein 1,2-Propylen als auch 1,3-Propylen, Butylen umfasst 1,2-Butylen, 1,3-Butylen, 2,3-Butylen, 1,2-Isobutylen, 1,3-Isobutylen und 1,4-Isobutylen (Tetramethylen) und ähnlich für höhere Alkylenhomologa. Der Polyalkylenglykol-Bestandteil wird bevorzugt mit einem Dicarboxylsäurerest -CO-Q-CO- abgeschlossen, falls notwendig, um eine Kopplung an den Polyesterbestandteil bereitzustellen. Die Gruppe Q kann eine aromatische Gruppe sein, welche dieselbe Definition hat wie R, oder kann eine aliphatische Gruppe sein, wie Ethylen, Propylen, Butylen und Ähnliche.
Der Polyesterbestandteil hat bevorzugt die Einheiten -O-E-O-CO-R-CO-, worin O für Sauerstoff steht, C für Kohlenstoff steht, E ein substituiertes oder unsubstituiertes Alkylen- oder Oxydialkylen-Radikal mit 2 bis 8 Kohlenstoffatomen ist, und R ein substituiertes oder unsubstituiertes divalentes aromatisches Radikal ist.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird der Polyester ausgewählt aus der Gruppe aus Polyethylenterephtalat, Polypropylenterephtalat und Polybutylenterephtalat. Ein stark bevorzugter Polyester ist Polyethylenterephtalat.
Es wird angenommen, dass die Verwendung eines Copolymers aus Polyethylenglykol, mit einem durchschnittlichen Molekulargewicht von zwischen 800 und 1.200 (bevorzugt 1.000) und Polybutylenterephtalat in einem Gewichtsverhältnis von zwischen 65 bis 35 und 75 bis 25 (bevorzugt 70:30) zu einer schnelleren Proliferation von Zellen, wie z. B. Chondrozyten, die auf einem Gerüst dieses Copolymers ausgesät sind, führen kann.
Die Zubereitung des Copolymers wird nun im Wege des Beispiels für ein Polyethylenglykol/Polybutylenterephtalat-Copolymer erklärt werden. Basierend auf dieser Beschreibung wird der Fachmann in der Lage sein, jedes gewünschte Copolymer innerhalb der oben beschriebenen Klasse zuzubereiten. Eine alternative Weise für die Zubereitung von Copolymeren aus Polyatkylenglykol und Polyester ist in der US-A-3,908,201 offenbart.
Ein Polyethylenglykol/Polybutylenterephtalat-Copolymer kann aus einer Mischung aus Dimetylterephtalat, Butandiol (im Überschuss), Polyethylenglykol, einem Antioxidationsmittel und einem Katalysator synthetisiert werden. Die Mischung wird in ein Reaktionsgefäß gegeben und auf ungefähr 180 °C erhitzt und Methanol wird destilliert, indem die Umesterung fortschreitet. Während der Umesterung wird die Esterbindung mit Methyl mit einer Esterbindung mit Butylen ersetzt. In diesem Schritt reagiert das Polyethylenglykol im Wesentlichen nicht. Nach der Umesterung wird die Temperatur langsam auf ungefähr 245 °C angehoben und es wird ein Vakuum (schließlich weniger als 0,1 mbar) erreicht. Das überschüssige Butandiol wird abdestilliert und ein Präpolymer aus Butandiolterephtalat kondensiert mit dem Polyethylenglykol, um ein Polyethylen/Polybutylenterephtalat-Copolymer zu bilden. Eine Terephtalat-Einheit verbindet die Polyethylengly kol-Einheiten mit dem Polybutylenterephtalat-Einheiten des Copolymers und folglich wird auf solch ein Copolymer auch manchmal Bezug genommen als ein Polyethylenglykolterephtalat/Polybutylenterephtalat-Copolymer (PEGT/PBT-Copolymer).
Eine poröse Struktur des Polymermaterials kann durch jedes bekannte Verfahren erhalten werden, wie z. B. Salzauswaschen oder Sintern. Im Prinzip kann jede Kombination an Techniken, wie Phasenumkehr, Gefriertrocknen und Salzauswaschen verwendet werden.
Bei einem Salzauswasch-Vorgehen kann das Gerüstmaterial einem Lösungsmittel-Gussverfahren ausgesetzt werden, worin in ein Substrat durch Verflüssigen des Materials in einem geeigneten Lösungsmittel gebildet wird, das Salzpartikel mit einer geeigneten Partikelgröße enthält, um die gewünschte Porengröße zu erreichen. Die Salz-Polymerlösung kann dann auf eine Platte unter Verwendung eines Substrat-Gussapparates gegossen werden, der in einer gewissen Höhe fixiert ist, die schließlich zu der gewünschten Dicke der zu bildenden Struktur führt. Die Salzpartikel werden dann aus dem Copolymer herausgewaschen, indem es z. B. mit (destilliertem) Wasser gewaschen wird.
Es ist ebenfalls möglich, ein viskoses Polymergel bei dem Salzauswaschvorgehen zu verwenden, anstelle einer Polymerlösung. In jenem Fall ist der erste Schritt des Vorgehens die Zubereitung einer vergleichsweise konzentrierten Polymerlösung (bevorzugt umfassend wenigstens 50 Gew.-% des Polymers) bei erhöhten Temperaturen, wie z. B. von 60 bis 120 °C. Bevorzugte Lösungsmittel haben einen vergleichsweise hohen Kochpunkt und sind mit Wasser mischbar. Ein Beispiel eines Lösungsmittels, von dem gefunden wurde, dass es besonders gute Ergebnisse liefert, ist N-Methylpyrrolidon. In einem zweiten Schritt des Vorgehens werden Salzpartikel zu der Polymerlösung hinzugefügt. Anschließend wird die Lösung in eine Form übertragen, welche die gewünschte Form und Größe des zu formenden Gerüstes hat, und wird auf Raumtemperatur abgekühlt. Nach dem Abkühlen hat sich ein stabiles Polymergel gebildet. Das Platzieren des Gels in entmineralisiertem Wasser führt zu dem Entfernen des Lösungsmittels und des Salzes, was in einem stabilen porösen Material resultiert.
Bei einem Sinterungsvorgehen kann das Gerüstmaterial in eine Form gegeben werden und anschließend unter Druck bis zu einer Temperatur unter dem Schmelzpunkt des Materials erhitzt werden. Nachlassen des Druckes und Abkühlen des Materials ergibt ein gesintertes Produkt. Der Fachmann kann basierend auf seinem allgemeinen Fachwissen die Bedingungen während dem Sinterungsprozess so anpassen, dass die gewünschte poröse Struktur gewonnen wird.
Noch ein weiterer Vorteil des spezifischen Polymermaterials, aus dem das vorliegende Gerüst gebildet wird, ist, dass es möglich ist, bioaktive Mittel in dieses Material einzubauen, wobei die Mittel langsam nach dem Abbau des Materials in vivo freigesetzt werden. Diesbezüglich wird Bezug genommen auf das US-Patent 5,980,948, dessen Inhalt hierin durch Bezugnahme eingeschlossen wird.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird die äußere Oberfläche des Gerüstes teilweise oder vollständig mit einem Keramiküberzug versehen. Bevorzugt ist der Keramiküberzug ein Calciumphosphatüberzug. Es wurde gefunden, dass die Anwesenheit eines Keramiküberzuges äußerst günstig für das Anheften der Zellen an das Gerüst ist. Das Calciumphosphat kann auf das Polymermaterial aufgetragen werden, indem dieses Material in einer hochkonzentrierten Kalzifizierungslösung bei einer niedrigen Temperatur eingetaucht wird. Die Kalzifizierungslösung ist bevorzugt wenigstens aus Calcium- und Phosphationen zusammengesetzt, und wahlweise aus Magnesium-, Carbonat-, Natrium- und Chloridionen, die in Wasser durch Verblasen von Kohlendioxidgas gelöst werden. Während der natürlichen Freisetzung von Kohlendioxidgas oder seinem Austausch mit Luft wird der pH-Wert der Kalzifizierungslösung erhöht und die Sättigung wird bis zur Kernbildung der carbonierten Calciumphosphatkristalle auf der Oberfläche des Gerüstes erhöht. Der Vorgang des Einblasens/Freisetzens von CO₂-Gas durch oder auf der Kalzifizierungslösung kann so lange wiederholt werden, bis eine ausreichende Dicke des Überzuges erreicht worden ist. Im Allgemeinen wird die Dicke der Keramikschicht zwischen 0,1 und 20 μm betragen. Es ist bevorzugt, dass der Keramiküberzug so gestaltet ist, dass er seine günstige Wirkung während des Aussäens von Zellen auf das Gerüst und während der nachfolgenden In-vitro-Kultivierung dieser Zellen hat. Es ist weiterhin bevorzugt, dass der Keramiküberzug zu dem Zeitpunkt, wo das Gerüst in den Körper eines Patienten zu implantieren ist, vollständig verschwunden ist. Dies kann z. B. bewerkstel ligt werden durch die Anwesenheit von Zellen oder Kulturmedium, z. B. durch Auflösung.
Der erste Teil der Compositmatrix wird bevorzugt wesentlich und in seiner Gänze aus einem Copolymer des oben diskutierten Typs gebildet. Der zweite Teil der Compositmatrix kann im Wesentlichen vollständig aus einem Keramikmaterial gebildet sein. Beispiele geeigneter Keramikmaterialien schließen Calciumphosphat, Calciumcarbonate und Natriumcalciumphosphate ein. Besonders geeignete Keramikmaterialien sind aus der Gruppe aus Oktacalciumphosphat, Apatiten, wie z. B. Hydroxyapatit und Carbonatapatit, Whitlockiten, wie z. B. α-Tricalciumphosphat, β-Tricalciumphosphat, Natriumcalciumphosphat, und Kombinationen davon ausgewählt. Es ist ebenfalls möglich, dass der zweite Teil aus einem anderen Material gebildet ist, jedoch mit einem Keramikmaterial wie hierin oben ausgeführt überzogen ist. Das genannte andere Material kann jeder Typ an Polymermaterial sein, bevorzugt das oben diskutierte Copolymer aus einem Polyalkylenglykol und einem aromatischen Ester, oder einem anderen geeigneten Material wie Bioglas oder einer Glaskeramik.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird eine dichte Schicht, vorzugsweise aus dem oben diskutierten Copolymer aus einem Polyalkylenglykol und einem aromatischen Ester, zwischen den Polymer- und Keramikteilen aufgetragen, um Bewegung der Zellen von einem Teil zu dem anderen Teil zu vermeiden.
Das Compositmaterial kann auf jede geeignete Weise zubereitet werden, z. B. indem eine Form bereitgestellt wird, die die gewünschte Form des Compositgerüstes hat. Der Keramikteil des Composits, der gesondert zubereitet wird, kann in die Form gegeben werden und die Polymerschicht kann auf den Keramikteil gegossen werden, z. B. durch Spritzguss. Es ist ebenfalls möglich, den Polymerteil in der Form einer Polymer-Salz-Lösung aufzutragen, welche in dem oben beschriebenen Salzauswaschprozess zur Erzielung der gewünschten Porosität verwendet wird. Wahlweise kann die dichte Schicht zuerst auf dem Keramikteil aufgetragen werden. Eine gute Anhaftung wird zwischen den keramischen und Polymerteilen des Composits erzielt, da das Polymermaterial in die Poren des Keramikteils zu einem gewissen Maß während des Spritzgussverfahrens eindringen wird.
Ein auf einer wie oben beschriebenen, bioabbaubaren, biokompatiblen und porösen Matrix basiertes Gerüst kann bei dem Tissue-Engineering von Knorpel mit oder ohne Zellen, die darauf ausgesät worden sind, in vitro verwendet werden. Das Gerüst kann auf jede bekannte Weise verarbeitet werden, um eine bestimmte erwünschte Form zu haben. Die Matrix, die aus einem Polymermaterial mit Hydrogel-Eigenschaften gebildet wird, das Schwellverhalten oder das Gerüst erlaubt die Schwellfixierung des Implantates in einem Defekt in Knorpelgewebe, in welches sie implantiert wird. Diese Schwellfixierung ist besonders vorteilhaft, wenn das Gerüst zellfrei implantiert wird. Das Ausmaß des Schwellens kann in geeigneter Weise durch Anpassen der Zusammensetzung des Polymermaterials kontrolliert werden.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden Zellen auf dem Gerüst vor dessen Implantation ausgesät. Die Zellen können von jedem Zelltyp sein, der gewöhnlich in natürlichem Knorpel vorkommt, oder können von jedem Zelltyp sein, der in der Lage ist, in Zellen zu differenzieren, die gewöhnlich in natürlichem Knorpel vorkommen. Bevorzugte Zelltypen sind Chondrozyten, Knochenvorläuferzellen, Stammzellen und Zellen aus Periost- oder Perichondriumgeweben. Diese Zellen können ebenfalls in ihrer rohen Form verwendet werden, z. B. in der Form von Knochenmark, umfassend mehr als einen Zelltyp oder sogar extrazelluläre Matrix. Es wird weiter bevorzugt, dass die Zellen autologe Zellen sind, wodurch folglich das Risiko von Abstoßungsantworten in oder Krankheitsübertragung (z. B. HIV) auf den mit dem vorliegenden Gerüst behandelten Patienten minimiert oder sogar ausgeschlossen wird.
Das Aussäen kann auf jede bekannte Weise durchgeführt werden, z. B. durch statisches Säen. Es wird jedoch bevorzugt, dass die Zellen dynamisch ausgesät werden, wie es in der ebenfalls anhängigen Europäischen Patentanmeldung 98203774.9 beschrieben worden ist, welche hierin durch Bezugnahme eingeschlossen wird. Anschließend an den Sävorgang werden die Zellen bevorzugt in vitro kultiviert, wodurch ein ausreichender Proliferationsgrad und/oder Differenzierungsgrad der Zellen erlaubt wird. Der für das Kultivieren erforderliche Zeitraum kann breit variieren und sich zwischen 1 Stunde und etlichen Monaten erstrecken, in Abhängigkeit von der Anzahl der ausgesäten Zellen und der Größe des benötigten Implantates.
Die Erfindung bezieht sich weiter auf die Verwendung des obigen Gerüstes als ein medizinisches Implantat bei der Knorpelreparatur. Diese Verwendung kann besonders in Fällen eines beschädigten Knorpels in einem Patienten als ein Ergebnis von Entzündung, Trauma, Alterung oder, worin der Knochen genetisch defekt ist, zutreffen.
Die Erfindung wird nun durch das folgende nicht begrenzende Beispiel beleuchtet werden.
BEISPIEL
Menschliche Chondrozyten wurden aus Gelenkknorpel isoliert und auf einem porösen Polyactive-Gerüst (55/45(300), 1,55 cm Durchmesser, 300 μm dicke Scheiben, Makroporosität 75 %) ausgesät. Chondrozyten wurden dynamisch auf dem Gerüst für 24 Stunden ausgesät und für 20 Tage in Kolben unter Verwendung eines Magnetrührers bei 45 rpm kultiviert. Folglich wurden sowohl das Aussäen als auch das Kultivieren unter dynamischen Bedingungen durchgeführt. Das Kulturmedium umfasste Dulbecco's Modified-Eagle-Medium (DMEM), das 4,5 g/l Glukose, 584 mg/l Glutamin, 10 % fetales Rinderserum (F, 50 U/ml Penicillin), 50 μg/ml Streptomycin, 10 mM N-2-Hydroxyethyl-piparazin-N'-2-Ethansulfonsäure (HEPES), 0,1 mM nicht-essenzielle Aminosäuren, 0,4 mM Prolin und 50 μg/ml Ascorbinsäure enthielt.
Proben wurden für die SEM- (Rasterelektronenmikroskopie-) und LM- (Lichtmikroskopie-) Analyse 3, 10 und 20 Tage nach dem Aussäen entnommen. Nach 3 Tagen zeigten sowohl SEM als auch Stereo-LM (was eine dreidimensionale Analyse erlaubt) ein fortgeschrittenes Zellanheften und -einwachsen. Nach 20 Tagen wurden eine homogene Zellverteilung in der Matrix und eine ECM-Bildung beobachtet.

Claims

Verwendung einer biologisch abbaubaren, biokompatiblen, porösen Matrix, gebildet aus einem Copolymer eines Polyalkylenglycols und eines aromatischen Polyesters, für die Herstellung eines Gerüstes zur Knorpelgewebewiederherstellung oder -ersetzung, worin die Matrix ein Verbundmaterial ist, umfassend einen ersten Teil, der die Funktion des Knorpels imitiert und der eine äußere Oberfläche aus dem Copolymer aufweist, und einen zweiten Teil, der die Funktion des Knochens imitiert mit einer äußeren Oberfläche eines keramischen Materials.
Verwendung nach Anspruch 1, worin das Copolymer ein Copolymer aus Polyethylenglycol und Poly-(butylenterephthalat) ist.
Verwendung nach Anspruch 1 oder 2, worin der zweite Teil der Matrix eine Calciumphosphatbeschichtung umfasst.
Verwendung nach Anspruch 1 oder 2, worin das keramische Material ausgewählt ist aus der Gruppe aus Octacalciumphosphat, Apatiten wie Hydroxyapatit und Carbonatapatit, Whitlockiten wie α-Tricalciumphosphat, β-Tricalciumphosphat, Natriumcalciumphosphat und Kombinationen derselben.
Verwendung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, worin die Matrix mit Chondrocyten, Knochenvorstufenzellen, Stammzellen oder Zellen des Periost- oder Perichondriumgewebes zur Verfügung gestellt wird.