In den letzten Jahren wurde die chemische Immobilisierung von biologisch aktivem BMP-2 auf Titanimplantaten beschrieben, die zum besseren Knochenwachstum und zur beschleunigten Osteointegration in vivo führte [1-4]. Immobilisierungs- und Desorptionsexperimente wurden ebenfalls auf Cobaltchrommolybdän- und Titanplasmaspray-beschichteten Legierungsoberflächen durchgeführt. Zur Entwicklung eines solchen Systems soll die Freisetzung des immobilisierten BMP-2 kontrolliert werden. Wir verwenden je nach chemische Modifikation der Oberflächen zwei Methoden zur Immobilisierung: die kovalente und die nicht-kovalente. Für die nicht-kovalente Immobilisierung auf mit Chromschwefelsäure behandelten (CSA) Metalloberflächen wurde rhBMP-2 hydrophob auf alkylsubstituiertem Titan mit hoher Oberflächenkonzentration (Ti-CSA-APS) adsorbiert. Die kovalente Immobilisierung erfolgte durch Aktivierung der vorher mit 3-Aminopropyltriethoxysilan (APS) modifizierten Oberfläche mittels 1,1´- Carbonyldiimidazol (CDI) und anschließende Kopplung der ?-Aminogruppe der Lysinreste des Proteins. Im letzten Fall erhält man eine Mischung aus kovalent und nicht-kovalent immobilisiertem Protein. Die immobilisierten Mengen an 125I-rhBMP-2 auf Titan liegen je nach Oberflächenbeschaffenheit zwischen 0.2 – 8.0 µg/cm2 geometrischer Fläche. Die Freisetzungskinetiken von 125I-rhBMP-2 auf Titan und anderen Metalloberflächen liefern wichtige Information zur Verwendung der Metallimplantate als „drug delivery“ in situ. Die Halbwertszeiten wurden nach einem Zweiphasen-Zerfallsmodell berechnet, wobei zwischen einer schnellen Anfangsphase und einer langsameren Endphase differenziert wird. Hier wird über die langsamere Phase berichtet. Im Falle einer spontanen Desorption unter Verwendung eines physiologischen Phosphat-Puffers bei pH 7.4 werden 90 % der ursprünglich immobilisierten Proteinmenge in der langsamen Phase mit Halbwertszeiten von 30 d für Ti-CSA-APS und 40 d für Ti-CSA-APS-CDI freigesetzt. Zur Differenzierung zwischen kovalent und nicht-kovalent gebundenem 125I-rhBMP-2 wurden Verdrängungsexperimente bei hohen Konzentrationen von Alkylaminlösungen durchgeführt. Zusätzlich dient die Desorption durch Alkylaminlösungen als Nachweis für den Mechanismus der Adsorption von BMP-2 durch hydrophobe Wechselwirkung. Letztere Methode führt zu einer schnellen Freisetzung von 30 % der ursprünglich immobilisierten Proteinmenge innerhalb von 6 h. Die restlichen 70 % werden mit Halbwertszeiten von 5 – 8 d von der Ti-CSA-APS- bzw. 13 d von der Ti-CSA-APS-CDI-Oberfläche freigesetzt. Im Gegensatz dazu, werden die Halbwertszeiten durch Ethylaminlösung auf 18 d für Ti-CSAAPS und 28 d für Ti-CSA-APS-CDI reduziert. Ähnliche Werte konnten für die modifizierte Cobaltchrommolybdän-Legierung erhalten werden. Daraus schließen wir einen Zusammenhang zwischen den Halbwertszeiten und der Kohlenstoffkettenlänge der verwendeten Alkylaminlösungen. Es wird eine stärkere hydrophobe Wechselwirkung bei hoher Kohlenstoffkettenlänge (C6, C7, C8) gezeigt. Die biologische Aktivität des auf Metalloberflächen immobilisierten rhBMP-2 konnte in der murinen Osteoblasten-Zelllinie MC3T3-M1 mittels Fluoreszenzmikroskopie [5] durch Aktivierung der alkalischen Phosphatase gemessen werden. Zellen, die auf rhBMP-2-beschichteten Metalloberflächen wachsen, zeigen nach 6 d im Gegensatz zu den Negativkontrollen eine starke Fluoreszenz als Nachweis der alkalischen Phosphatase-Aktivität. Diese Ergebnisse konnten in einem 1 mm-Spaltüberbrückungsverfahren in vivo im distalen Femurkondylus vom Schaf durch komplette Osteointegration nach 4 Wochen bestätigt werden. Die gemessenen Halbwertszeiten von 30 – 40 d stimmen sehr gut mit der Zeit überein, die für das physiologische Knochenwachstum erfordert wird. Nach Berechnungen von Desorptionsexperimenten von Titanplasmaspray-beschichteter Titanlegierung unter Berücksichtigung der Halbwertszeiten werden theoretisch ca. 80 ng/cm2 rhBMP-2 pro Tag freigesetzt. Das zeigt das Potential von bioaktiven Oberflächen für klinische Anwendungen.