CH611794A5

CH611794A5 - Endoprosthesis

Info

Publication number: CH611794A5
Application number: CH1146776A
Authority: CH
Inventors: Viktor Konstantinovic Kalnberz; Kharald Arnoldovich Yanson; Ivar Valterovich Knets; Jury Zhanovich Saulgozis
Original assignee: Rizh Nii Travmatologii I Ortop; Inst Mek Polierov Akademii Nau
Priority date: 1976-09-08
Filing date: 1976-09-09
Publication date: 1979-06-29
Also published as: US4089071A; FR2365333A1; DE2641906A1; FR2365333B1; DE2641906C3; GB1549328A; DE2641906B2

Description

**WARNUNG** Anfang DESC Feld konnte Ende CLMS uberlappen **.

PATENTANSPRÜCHE
1. Endoprothese, die ein Material umfasst, das eine Armierung und ein Bindemittel mit einem Antiseptikum enthält, dadurch gekennzeichnet, dass das Material eine geschichtete Struktur aufweist, dass die Armierung aus zwei Geflechten (1, 2) ausgeführt ist, von welchen das erste Geflecht (1) aus einem biologisch inaktiven Metall und das andere Geflecht (2) aus einem biologisch inaktiven Polymer ist, dass der Zwischenraum zwischen diesen Geflechten (1, 2) mit dem Bindemittel ausgefüllt ist und dass der Anteil des Metallgeflechtes (1) im Material derart gewählt ist, dass der Elastizitätsmodul des Materials jenem des zu ersetzenden Knochengewebes möglichst nahe kommt.

2. Endoprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Material im Querschnitt spiralförmig (4 bzw. 5) zusammengerollt ist, wobei die Längsachse dieses Wickels mit der Längsachse der Endoprothese praktisch zusammenfällt, dass mehrere Wickel mit Hilfe eines Verbindungsstücks (6) aus dem Geflechtsmaterial zu einer Reihe verbunden sind, wobei die Vertiefungen der Reihenstruktur mit Bindemittel ausgefüllt sind.

3. Endoprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Fäden der Geflechte (1, 2) Zellen in Form von Parallelogrammen mit dem spitzen Winkel gleich 600 bilden.

4. Endoprothese nach Anspruch 1 und 3, dadurch gekennzeichnet, dass korrespondierende Fäden der übereinanderliegenden Geflechte (1, 2) gegeneinander um einen Winkel von nicht mehr als 100 verschwenkt verlegt sind.

5. Endoprothese nach den Ansprüchen 1, 3 und 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Anteil der Metallgeflechte 1/5 bis 1/3 des Gesamtvolumens der Prothese beträgt.

6. Endoprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Bindemittel ein Epoxydharz mit Härter ist.

7. Endoprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Bindemittel Polyäthylen mit einem Füllstoff in Form von Graphit ist.

8. Endoprothese nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Wicklungsrichtung der benachbarten Wickel (4, 5) einer Reihe abwechselt.

9. Endoprothese nach den Ansprüchen 2 und 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittelpunkte der Wickel (4, 5) jeder Reihe im eben ausgebreiteten Zustand auf einer Geraden liegen.

10. Endoprothese nach den Ansprüchen 1, 8 und 9, dadurch gekennzeichnet, dass sie eine im Querschnitt spiralförmig gewickelte Hülle (8) aus Wickelreihen (4, 5) aufweist, dass im Innenraum derselben mehrere Wickel (10, 11) aus Wickelreihen (4, 5) in Längsrichtung der Hülle angeordnet sind, dass in der Mitte der Hülle (8) ein Tragstab (9) angeordnet ist und dass der restliche Innenraum der Hülle (8) mit Bindemittel ausgegossen ist.

11. Endoprothese nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Querschnittsform der Hülle (8) sich der Form eines spitzwinkligen Dreiecks nähert und dass die Wikkel (10, 11) in den Spitzen dieses Dreiecks untergebracht sind.

12. Endoprothese nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Wickelrichtung des in der Spitze des kleinsten Winkels des Dreiecks untergebrachten Wickels (10, 11) der Wickelrichtung der in den anderen Spitzen des Dreiecks angeordneten Wickel entgegengesetzt ist.

13. Endoprothese nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Wickel (10) innerhalb der Hülle (8) miteinander verseilt sind.

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Endoprothese, die ein Material umfasst, das eine Armierung und ein Bindemittel mit einem Antiseptikum enthält.

Die Erfindung bezieht sich insbesondere auf Endoprothesen, wie sie als Implantate in der Traumatologie und Orthopädie ausgenutzt werden.

Am erfolgreichsten kann die vorliegende Erfindung bei Heilung der Traumata von Grossknochen in den Extremitäten sowie für ein zeitweiliges oder dauerndes Ersetzen der Knochendefekte, z. B. nach dem Entfernen von Geschwülsten, bei spontanem Knochenabbau oder für eine erhebliche Extremitätenverlängerung oder dergleichen, verwendet werden.

Es sind bereits Werkstoffkombinationen bekannt, die als Implantate angewendet oder als Ausgangsstoff zur Herstellung von Knochenersatz verwendet werden können.

Alle bisher bekannten Werkstoffe zur Herstellung von Endoprothesen können in drei Hauptgruppen unterteilt werden, und zwar Metalle, Keramik und Polymere. Darüber hinaus sind verschiedene Zusammenstellungen derselben bekannt.

Die Metalle, wie Titan, rostfreier Stahl, Kobalt, ergeben schwere und mit den Fragmenten eines lebenden Knochens schwierig zu verbindende Prothesen. Der Elastizitätsmodul der Metalle übertrifft um eine Grössenordnung den eines Knochens, was einen lokalen Knochenschwund an den Stossstellen mit der Endoprothese verursacht und zur Überlastung der Endoprothese wegen deren grösserer Starrheit führt.

In den meisten Fällen wurde bei experimentellen Untersuchungen an Tieren versuchsweise
Korund und Al203 verwendet (siehe beispielsweise L. Cini al. Chirugia Org. movim. 1972, vol. 60, No. 4, pp. 423¯430, D. Gedulding al. -Abstracts SIGOT XIII World Congress, Copenhagen 1975, p. 75-75, 5. Hulbert al. J. Biomed. Mater, Res., 1970, vol. 7, pp. 433-456, G. Heimks al. Berichte Dtschr. Keram. Ges. 1973, 50. Kongress, s. 4-8, V. Hall. J.

Biomed. Mater. Res. 1972, part. 1, p. 1¯4); ferner
Glaskarbonat (siehe beispielsweise J. Benson, J. Biomed.

Mater. Res. 1972, part 1, pp. 41¯47, J. Colette al. J. Bone Surg. 1971, vol. 53-A, No. 4, pp. 799-800, C. Staniski al. J.

Biomed. Mater Res., 1973, vol. 7, No. 3, pp. 97-108);
Kalziumaluminat (siehe beispielsweise C. Hall, Biokeramics. Engeneering in Medicine, J. Wiley a. Sons. Inc., 1972, 479 p., G. Graves al. J. Biomed. Mater, Res. 1970, vol. 7, pp. 433-456, Ch. Homsy al. Clinical Orthopaedics 1972, No. 89, pp. 220-235);
Glaskeramik (siehe beispielsweise B. Blencke al. Zschr.

Orthop. 1974, Bd. 112, s. 978-980, L. Hench al. J. Biomed.

Mater. Res., 1973, vol. 7, No. 3, pp. 25-42, G. Piotroski al., Proceed. 6-th Annual Internat. Biomater. Sympos., Clemson, 1974, USA); und reiner Kohlenstoff (siehe beispielsweise Ch. Homsy al. Clinical Orthopaedics 1972, No. 89, pp. 220-235, J. Benson.

J. Biomed. Mater, Res., 1972, part. 1, pp. 41-47).

Als aussichtsreicher gelten poröse Werkstoffe, da bei deren Anwendung eine Herabsetzung des Elastizitätsmoduls der Prothese beim gegebenen Gewicht sowie eine Erleichterung des Zusammenwachsens der Endoprothese mit den Fragmenten des lebenden Knochens erreicht werden. Das Ersatzmaterial für die Knochen wurde aus Metallpulver durch Pressen (Nilles, J., Lapitsky M., CA, J. Biomed. Mater. Res., 1973, vol. 7, No. 3, pp. 63-84) und aus Stücken von Titandraht durch deren Nachsinterung unter Einwirkung von Hochdruck

und -temperatur im Vakuum (Galante J. al., CA, J. Biomed, Mater. Res., 1973, vol. 7, No. 3, pp. 43-61) hergestellt.

Die elastische Verformung dieses Werkstoffs liegt im Bereich von 2 bis 4%, der Elastizitätsmodul ist 7mal kleiner wie der des Knochens. Unter den Werkstoffen dieser Art erwies sich als am meisten effektiv poröses Pressungstitan mit spezifischem Gewicht von 3,4 p/cm3 und einer Porosität von etwa 75%.

Im Jahre 1971 ist eine Titan-Zirkonium-Legierung von der Firma Dr. Ing. Reinhard Straumann A.G. patentiert worden (Patentschrift Frankreichs Nr. 2 101 599, Kl. A 61 bs7/00), in der beide Komponenten in gleichen Mengen vorkommen.

Dieser Werkstoff ist in bezug auf die Korrosion hochbeständig und weist einen verhältnismässig geringen Elastizitätsmodul auf.

Alle oben genannten Werkstoffe sind isotrop und unterscheiden sich in ihren Verformungseigenschaften, ihrer spezifischen Verformungsenergiezahl, in ihrem Elastizitätsmodul und spezifischen Gewicht von den Kompakta des lebenden Knochens sehr, d. h. sie ähneln sehr wenig den Eigenschaften des natürlichen Stoffs, welchen sie ersetzen sollen. Die keramischen Werkstoffe zeichnen sich durch eine hohe Druckfestigkeit, chemische und biologische Inaktivität sowie poröses Gefüge aus, sie widerstehen aber den Schlagbeanspruchungen sehr schwach, sind spröde und zerreissen bei Zugbeanspruchungen.

Ausser den oben aufgezählten Werkstoffen wurden Verbindungen untersucht und vorgeschlagen, die im Organismus durch die natürlichen Gewebe allmählich ersetzt würden. Unter den letztgenannten kann man die Prothese aus gepressten Fluorapatitskristallen (siehe beispielsweise 5. Levitt al. 1. Biomed. Mater. Res., 1969, vol. 3, pp. 683-684), Komplexverbindungen von Kalzium und Aluminiumoxyd (siehe beispielsweise G. Graves al. J. Biomed. Mater. Res., 1972, part. 1, pp. 91-115) sowie poröses Kalziumphosphat nennen.

Selbst der aussichtsreichste Werkstoff dieser Gruppe, das Aluminiumoxyd (Korund), der biologisch inaktiv und bei der Knochenfügung fest genug ist, erwies sich als ungeeignet zum Ersetzen von Grossdefekten der Diaphysenknochen, die jeden Tag mehrmaligen Schlagbelastungen ausgesetzt werden, da er wegen seiner Sprödigkeit leicht zerstört wird. Eine bessere Haltbarkeit gegen dynamische Belastungen besitzt der Werkstoff vom Typ Cerosium (siehe beispielsweise L. Smith al.

Archives of Surg. 1963, vol. 87, pp. 653-661, L. Smith al.

J. Bone lt. Surg., 1964, vol.4-A, No. 5, p. 1155), welcher aus porösem Korund besteht, der mit einer zähen Komponente, nämlich mit Epoxydharz, durchtränkt ist. Jedoch haben die Untersuchungen gezeigt, dass die Endoprothese aus dem Ceresium während 6 Monaten im Organismus bis 45% an ihrer Festigkeit verliert, da dieser Werkstoff nur Kleinporosität aufweist und an den Umgebungsgeweben schlecht haftet.

Ähnliche Nachteile hat der Knochenersatz nach Patentschrift USA Nur. 3 713 860, Kl. 3-1 und nach Patentschrift Frankreichs Nr. 2 106 242, KL A 61fl/400, der eine keramische Grundlage darstellt, die mit reinem Methylmethakrylat imprägniert ist und mit einer Überzugsschicht aus positivem Polymer versehen ist.

In der medizinischen Praxis wird Polyäthylenakrylat zum Ersetzen von Knochen ausgenutzt (siehe beispielsweise J.

Scales al. 1965, in Biomechanics and Bioengineering Topiks.

Oxford, Pergamon).

Jedoch sind diese Werkstoffe nicht fest genug. Im Kiewer Prothesenwerk ist ein Verfahren zur Herstellung eines Wasserstoffs für die Knochenprothese aus Plastisol durch dessen Schäumen und wiederholte Wärmebehandlung entwickelt (siehe beispielsweise Urheberschein der UdSSR, 1971, Nr.

380321).

Bekannt sind verschiedenartige Kombinationen von Werkstoffen, wie beispielsweise ein Metallstab mit porösem Überzug, der auf die Oberfläche aufgetragen ist und diese zumindest teilweise bedeckt (siehe beispielsweise Patentschrift Frankreichs Nr. 2 095 854 Element de prothese chirurgicale, Kl. A 61 f 1/00); ein Werkstoff aus Titan oder Titanlegierung mit dem Oxyd-, Nitrid-, Karbid- und Karbonitridüberzug, der zum Verhüten vor Abnutzung und Korrosion des Implantats aufgetragen ist (siehe beispielsweise Patentschrift der USA Kl.

128-92 Nr. 364 658 Implants of titanium or titanium alloy for the surgical treatment of bones ); ein Implantat auf Graphit- und Borfasern, mit Silikonüberzug (siehe beispielsweise Patentschrift Frankreichs Nr.

2 104 069, Kl. A 61 f 1/00 Matière destinée à la realisation d'implants ); schwammige, keramische Knochenprothese, durch welche der Durchtritt der Gewebeflüssigkeit ermöglicht ist und deren Aussenschicht als Kompositionsmaterial auf Starrgrundlage ausgeführt ist (siehe beispielsweise Patentschrift der USA, Kl. 3-1, Reinforced porous cermic bone prosthesis ); ein Werkstoff, der das poröse Aluminiumoxyd darstellt, das vor dessen Formen mit dem Methylmethakrylatmonomer imprägniert ist, das durch Gamma-Strahleneinwirkung polymerisiert ist (siehe beispielsweise Patentschrift Frankreichs Nr. 2 106 242, Kl.

A61 f 1/00, USA-Patentschrift Nummer 3 713 860, Kl. 3¯1, Patentschrift Grossbritanniens Nummer 1 314468, Kl. A 13 R); eine Implantationsknochenprothese, die in Form eines Metallstabs mit der Umhüllung aus Plast ausgeführt ist (siehe beispielsweise Patentschrift Frankreichs Nr. 2 204 392, Kl. A 61 f 1/00, der schweizerischen Firma Sulzer Freies ); eine Knochenprothese, die für die Arbeit unter erhöhten Belastungen vorgesehen ist (siehe USA-Patentschrift Nummer 3 683 422, Kl. 128-84). Die Prothese enthält ein starres Verfestigungselement und mit dem Elastomer imprägniertes Faser- oder Tuchmaterial, das dieses Verfestigungselement bedeckt. In einer der Varianten dieser Erfindung wird an einem Ende des Verfestigungselementes ein verfestigtes Elastomerstück in Form von Nocken befestigt.

An die dem Knochen zugekehrte Oberfläche des mit dem Elastomer überzogenen Verfestigungselements ist eine Decke aus Tuchmaterial mit offenen Poren aufgelegt, die das Einwachsen der Körpergewebe ermöglicht. Die Faser- und Tuchteile der Prothese werden vorzugsweise aus Dakron gefertigt, als Elastomer wird Silikonkautschuk und als Tuchmaterial Dakronvelour ausgenutzt.

Obwohl diese Prothese unter den bekannten Konstruktionen derselben am vollendetsten ist, ist deren Elastizitätsmodul jedoch wesentlich kleiner als der des Knochenmaterials.

Bekannt ist auch ein Kompositionswerkstoff zum Ersetzen der Knochendefekte, der Epoxydharz enthält, das mit verteiltem Gips oder Quarz armiert ist. Der Elastizitätsmodul dieses isotropen Werkstoffs ist von gleicher Grössenordnung wie der des Knochens bei der Einwirkung der Belastungen in seiner Länge.

Jedoch entsprechen diese bekannten Werkstoffe und Endoprothesen aus diesen Werkstoffen nur im beschränkten Mass den Anforderungen, die an die chemisch und biologisch inaktiyen Knochenersätze gestellt werden. In mehreren Fällen sind diese Werkstoffe und Endoprothesen den Druckfestigkeitsanforderungen gerecht, eine Reihe von diesen weist eine poröse Oberfläche zwecks Einwachsens in diese der Umgebungsgewebe auf. In der Regel werden bei Entwicklungsarbeiten an den Endoprothesen die biomechanischen Belastungseigenschaften und -verhältnisse des natürlichen Stoffs des Knochengewebes und der natürlichen Konstruktion der Diaphysenknochen als Ganzheit nicht berücksichtigt.

Eine Reihe der bekannten Werkstoffe übertreffen das Naturkno chengewebe im spezifischen Gewicht, besitzen eine grössere Sprödigkeit, widerstehen den zyklischen und schlagartigen Belastungen ungenügend und erweisen sich als nicht genug ernergieaufnehmend bei ihrer Belastung. Die homogene und isotrope Beschaffenheit der Implantationswerkstoffe erschwert die Möglichkeit, die vorgeschlagenen Endoprothesen als Bestandteil des natürlichen mechanischen Systems - Unter- und Oberschenkels¯auszunutzen, in welchem für die Endoprothese die Wirkungsverhältnisse des normalen Knochens gesichert werden könnten.

Die letztere Voraussetzung ist von Bedeutung, da beim Einfluss einer hohen zyklischen Belastung die Endoprothese nur unter diesen Verhältnissen durch natürliche Adaptationsmechanismen effektiv geschützt wird. Üblicherweise weist keine der bekannten Endoprothesen oder Werkstoffe zum Ersetzen des Knochens die Merkmale der Stress- und rheologischen Adaptation auf, auf diese wirken die Muskeln als aktive und die Sehnen als Faszien als passive Aussenspannstränge nur genügend ein. Alle aufgezählten Umstände könnten den wirklichen Sicherheitsgrad der Endoprothese um ein 3faches steigern. Das wäre nur beim Vorhandensein eines Werkstoffes und einer Konstruktion der Endoprothese erreichbar, deren Elastizitäts- und Verformungseigenschaften dem Knochengewebe und dem Ganzknochen besser entsprechen würden.

Es ist das Ziel der vorliegenden Erfindung, die genannten Nachteile zu vermeiden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Endoprothese zu entwickeln, deren Eigenschaften dem zu ersetzenden Knochen grösstmöglich nahe kommen.

Diese Aufgabe wird durch die Endoprothese der eingangs genannten Art gelöst, die dadurch gekennzeichnet ist, dass das Material eine geschichtete Struktur aufweist, dass die Armierung aus zwei Geflechten ausgeführt ist, von welchen das erste Geflecht aus einem biologisch inaktiven Metall und das andere Geflecht aus einem biologisch inaktiven Polymer ist, dass der Zwischenraum zwischen diesen Geflechten mit dem Bindemittel ausgefüllt ist und dass der Anteil des Metallgeflechtes im Material derart gewählt ist, dass der Elastizitätsmodul des Materials jenem des zu ersetzenden Knochengewebes möglichts nahe kommt.

Eine solche Ausbildung der Endoprothese ermöglicht eine optimale Verteilung der Spannungen zwischen dessen Bestandteilen, was eine der wichtigsten Voraussetzungen für längere Lebensdauer des Ersatzmaterials ist. Die mechanischen Spannungen an der Berührungsfläche des Implantats und Knochens werden durch das Bindemittel aufgenommen, und dank dem Aneinanderhaften des Bindemittels an der Armierung werden diese weiter auf die Armierungsteile des Kompositionswerkstoffs übertragen. Durch Vorhandensein der Armierungsgeflechte zweierlei Art aus biologisch inaktivem Metall und als elastischem Polymermaterial kommt eine gleichmässige Verteilung der Spannungen über den ganzen Raum des Implantats zustande, und dadurch wird eine Verbesserung der Verbindung der Armierung mit dem Bindemittel bei mechanischen Belastungen begünstigt.

Zweckmässigerweise wird das Metallgeflecht aus Titan oder dessen Legierungen hergestellt.

Der Hauptvorteil dieses Geflechts liegt im verhältnismäs Sig geringen Elastizitätsmodul und der Dichte im Vergleich zu anderen Metallen wie Stahl oder Kobalt. Durch diesen Umstand erhält die Endoprothese eine hohe Festigkeit unter Beibehaltung einer optimalen Steifheit auf Biegung und Torsion, welche dem zu ersetzenden Knochen entspricht. Durch Anwendung des Geflechtes aus Titan und dessen Legierungen bleibt das spezifische Gewicht des Kompsotionsmaterials in Grössenordnung 2 p/cm3 erhalten.

Es ist zweckmässig, wenn die Geflechtfäden Zellen in Form von Parallelogrammen mit einem spitzen Winkel gleich 600 bilden.

Durch diese Anordnung der Fäden im Geflecht wird der zweckmässige Widerstand des Implantats gegen Schub in der Ebene seiner Armierung erreicht. Dadurch wird auch die Anisotropie der elastischen Eigenschaften des Werkstoffs zustandegebracht, welche dem wirklichen Knochengewebe entspricht. Darüber hinaus sichert die Gestalt des Geflechts eine gute Dämpfung der dynamischen Belastungen, die in der Längsachse des Implantats angreifen.

Die korrespondierenden Fäden der übereinanderliegenden Geflechte können gegeneinander um einen Winkel von nicht mehr als 100 verschwenkt verlegt werden.

Dadurch wird eine gleichmässige Verteilung der Tangentialspannungen im ganzen Implantatkörper erreicht und dabei können auch optimale Arbeitsbedingungen für das Bindemittel beim Anlegen der Belastungen an das Implantat geschaffen werden.

Es empfiehlt sich, dass der Anteil der Metallgeflechte 1/5 bis 1/3 des Gesamtvolumens der Prothese einnimmt.

Dadurch kann eine Verformungsmöglichkeit der Endoprothese aus dem vorliegenden Material erreicht werden, welche grösser ist, als dies bei den bekannten Endoprothesen der Fall ist. Durch den genannten Gehalt an den Metallgeflechten verformt sich die Endoprothese aus diesem wie das Knochengewebe, was eine zweckmässige Zusammenwirkung im System Knochen-Implantat sichert. Dabei werden durch den betreffenden Raumgehalt des Armierungsmaterials aus Metall in der Endoprothese eine erforderliche Festigkeit und Steifigkeit des Implantats unter Erhaltung dessen geringen Volumengewichts erreicht.

Als Bindemittel kann das Epoxydharz mit einem Härter verwendet werden. Das vorgeschlagene Bindemittel gibt die Möglichkeit, ein Kompositionsmaterial mit erhöhten Elastizitäts-, Verformungs- sowie Festigkeitskennzahlen zu erhalten.

Darüber hinaus kann das Bindemittel Polyäthylen mit Füllmasse in Form von Graphit sein. Ein solches Bindemittel weist einen erhöhten Widerstand gegen Rissbildung auf, und es ist nachgiebiger gegenüber dem Epoxydharz.

Die Endoprothese kann auch derart sein, dass das eine Material zu einem Wickel zusammengerollt ist, dass die Längsachse dieses Wickels mit der Längsachse der Endoprothese praktisch zusammenfällt, dass mehrere Wickel mit Hilfe eines Verbindungsstücks aus dem Geflechtsmaterial in einer Reihe gehalten sind und dass diese Reihe mit dem Bindemittel ausgegossen wird.

Dadurch wird eine optimale Betriebsart für die Endoprothese unter normalen physiologischen Verhältnissen gesichert.

Die Wickel aus dem vorliegenden Material sind Grundelemente, die die Zug- und Druckbeanspruchungen aufnehmen.

Die spiralförmige Gestalt dieser Grundelemente stimmt mit jener der natürlichen Knochen überein. Das alle Wickel umgebende zusätzliche Verbindungsstück stellt ein Grundelement dar, das die Schubspannungen bei Torsion der Endoprothese aufnimmt. Das Bindemittel sorgt für die feste Halterung der Wickel in der Endoprothese und begünstigt die Verteilung der Spannungen auf einzelne Wickel sowie auf die Wickel und das diese in Reihe haltende Verbindungsstück. Die Aufrollrichtung der Wickel in einer Reihe kann abwechseln.

Durch die Veränderung der Aufrollrichtung der Wickel wird eine gleichmässige Verteilung der Belastung im ganzen Bereich der Endoprothese erreicht. Eine solche abwechselnde Struktur hat sich besonders unter jenen dynamischen Belastungen bewährt, welchen ein Knochen besonders oft ausgesetzt wird.

Die Mittelpunkte der Wickel jeder Reihe können auf einer Geraden liegen.

Dadurch wird eine bessere Haftung der Wickel aneinander erreicht und ein ausreichend hoher Widerstand der Endoprothese gegen Schubspannungen gewährleistet.

Es ist auch zweckmässig, dass die Endoprothese eine im Querschnitt spiralförmig gewickelte Hülle aus Wickelreihen aufweist, dass im Innenraum derselben mehrere Wickel aus Wickelreihen in Längsrichtung der Hülle angeordnet sind, dass in der Mitte der Hülle ein Tragstab angeordnet ist und dass der restliche Innenraum der Hülle mit Bindemittel ausgegossen ist.

Die gewickelte Hülle nimmt die Schubspannungen auf und übergibt sie danach dem Bindemittel weiter auf die innerhalb der Endoprothese eingelegten Wickel. Der starre Tragstab bringt eine feste Verbindung der ganzen Endoprothese mit den Mitteln deren Befestigung am Knochen zustande.

Für die Endoprothese der Diaphyse des Schienbeins stellt die Querschnittsform der Hülle eine dem spitzwinkligen Dreieck nahe Gestalt dar, und die Spiralenreihen aus dem vorliegenden Werkstoff sind in den Spitzen dieses Dreiecks untergebracht.

Die Dreieckform des Querschnitts der Endoprothese bietet die Möglichkeit, optimale Verhältnisse zwischen dem Gewicht und den Abmessungen der Prothese bei Torsions- und Biegungsbeanspruchungen derselben zu erreichen. Dabei wird auch der Umstand berücksichtigt, dass der Unterschenkel mit dem Wadenbein und der Muskelreihe eine solche biologische Ganzheit bildet, für welche die Dreieckform der Endoprothese im Querschnitt die beste Form ist. Die Wickelreihen dienen als Hauptelemente, die die Zug-, Druck- und Schubspannungen in der gewickelten Hülle der Endoprothese bei deren Torsion übernehmen.

Die Wickelrichtung des in der Spitze des kleinsten Winkels des Dreiecks gelegten Wickels ist der Wickelrichtung der in den anderen Dreieckspitzen angeordneten Wickel entgegengesetzt.

Bei den dynamischen Belastungen arbeiten die Wickelreihen wie ein Dämpfer in der Endoprothese. Dabei begünstigt das entgegengesetzt gerichtete Aufwickeln der verschiedenen Wickel eine Erhöhung des Widerstandes gegen Biegung und Torsion bei einer Knickung oder bei einer schiefen Biegung der Endoprothese, d. h., wenn die allgemein bekannten Ausführungen der Endoprothese grösstwahrscheinlich ihre Stabilität verlieren würden.

Diese Konstruktion der Endoprothese ermöglicht die Ausnutzung der natürlichen Adaptionsmechanismen des Schienbeins an die physiologischen Belastungen.

Mehrere Wickel können innerhalb der Hülle miteinander verseilt werden.

Diese Ausführung ermöglicht eine optimale Energieaufnahme während der Verformung der Endoprothese. Jeder dieser Wickel wird bei einer Biegung zusammengedreht und ausserdem verkürzt, und infolgedessen halten sie dem Zug besser stand. Bei einer Druckbelastung wird der Wickel zusätzlich auseinandergedreht und beträchtlich länger, und somit widerstehen sie dem Druck auch besser. Dieses System ist somit von besonderer Wirksamkeit.

Nachstehend werden Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung anhand der beiliegenden Zeichnungen näher beschrieben.

Es zeigt:
Fig. 1 ein Metallgelfecht als ein erster Bestandteil einer Armierung des Materials der vorliegenden Endoprothese,
Fig. 2 ein aus einem Polymer angefertigtes Geflecht als ein zweiter Bestandteil der Armierung des vorliegenden Materials,
Fig. 3 eine Anordnungsvariante der Geflechte aus Fig. 1 und 2 im Material zueinander,
Fig. 4 teilweise im Querschnitt eine Ausführungsvariante der vorliegenden Armierung,
Fig. 5, 6, 7 im Querschnitt weitere Ausführungsvarianten des Materials für die vorliegende Endoprothese,
Fig. 8, 9 die Aufrollrichtung der Wickel, aus welchen das vorliegende Material besteht,
Fig. 10,11, 12 im Querschnitt weitere Ausführungsvarian ten der Endoprothese zum Ersetzen der Grossdiaphysenknochen, und
Fig. 13 eine Ausführungsvariante der Wickelreihe für eine Endoprothese.

Das Material für eine Endoprothese eines Knochens enthält eine Armierung, welche die Grundlage eines solchen Materials darstellt. Die Armierung besteht aus drei Geflechten 1 und 2 (Fig. 1, 2, 3), wobei das erste Geflecht 1 aus einem biologisch inaktiven Metall angefertigt ist und sich zwischen zwei anderen Geflechten 2 befindet, die aus einem elastischen und biologisch inaktiven Polymermaterial ausgeführt sind (Fig. 4).

Das Metallgeflecht list aus verdrilltem, mehradrigem Titandraht mit einem Durchmesser von nicht weniger als 0,25 mm. An ihren Kreuzungsstellen sind die das Geflecht bildenden Titandrähte beispielsweise durch Sintern unter Aus übung von Druck miteinander verbunden. Falls die Starrheit des Knochen-Ersatzmaterials erhöht werden soll, können bei Herstellung des Metallgeflechts 1 auch andere biologisch inaktive Legierungen, wie beispielsweise korrosionsbeständiger Stahl, Molybdän-Chrom-Kobaft-Legierungen oder dergleichen, ausgenutzt werden. Bei einer gewünschten Herabsetzung der Starrheit des Geflechtes können auch Legierungen mit einem niedrigeren Elastizitätsmodul, wie beispielsweise Titan-Zirkonium-Legierungen, zur Anwendung gelangen.

Die anderen Geflechte 2 werden aus verdrillten Polymerfasern hergestellt. Das Polymergeflecht wird aus biologisch in aktivem Material mit einem geringen Elastizitätsmodul, wie beispielsweise Kapron, Lavsan oder Dakron, gefertigt.

Die Fäden sowohl des Metall- als auch des Polymergeflechtes 1 bzw. 2 bilden elementare rhombische Zellen mit einem spitzen Winkel von 600. Für die Fälle, in welchen dem vorliegenden Ersatzmaterial Flachknochen nachgebildet werden sollen, um mangelnde Mengen von Schädelknochen, des Schulterblatts oder Darmknochens zu ergänzen, ist die jeweilige Zelle mit einem Winkel von 900 an deren Spitze besser geeignet. Dadurch wird die Querisotropie des Werkstoffs in der Anordnungsebene der Geflechte 1, 2 erreicht.

Aus dem Metallgeflecht 1 und Polymergeflechten 2 wird durch ein Aufeinanderlegen und Verbinden derselben, beispielsweise durch Durchnähen mittels eines Polymerfadens 21, ein dreischichtiges Blatt (Fig. 4) gebildet, welches die genannte Armierung darstellt.

Wenn der Werkstoff für den Ersatz des Diaphysenknochens vorgesehen ist, wird zweckmässigerweise das Metallund Polymergeflecht gegeneinander derart verschoben, dass die die Polymergeflechte 2 bildenden Fäden gegen die entsprechenden Fäden des Metallgeflechts 1 in den Parallelebenen um etwa 100 verschwenkt werden. Der Werkstoff zur Herstellung der Flachknochen kann jedoch auch eine andere gegenseitige Einstellung der Geflechte von 0 bis 450 erhalten.

Hiernach können die räumlichen Zellen in der Armierung durch das Übereinanderlegen der Geflechte 1, 2 gebildet werden, durch ein amorphes Bindemittel, das ein Antiseptikum enthält, beispielsweise durch ein Epoxydharz mit einem Härter ausgefüllt werden. Die Art und Weise der Zubereitung des Epoxydharzes und Härters ist allgemein bekannt. Das Eingiessen des Bindemittels erfolgt bei der Zimmertemperatur, wonach das Erhärten während 24 Stunden verläuft.

Als Bindemittel kann auch Polyäthylen mit darin verteiltem Füllstoff, beispielsweise mit Graphit, oder ein anderer Stoff genommen werden, der für den Knochen biologisch verträglich ist.

Die durch die Armierung dargestellte Grundlage dieses Materials kann auch in einer anderen Weise ausgeführt sein.

Sie kann ein Metall- und ein Polymergeflecht oder ein Metall- und drei bis vier Polymergeflechte enthalten. Die Anzahl der Geflechte hängt davon ab, was für ein Elastizitätsmodul das Ersatzmaterial aufweisen soll und wie der Elastizitätsmodul des im Geflecht verwendeten Metalls ist. Ist der Elastizitätsmodul des Metalls im Geflecht 1 grösser als des Titans, soll die Anzahl der Polymergeflechte 2 zweckmässig vergrössert werden. Im Grunde genommen soll Titan in der Metallarmierung 20 bis 33 Vor.% (oder 33% der Querschnittsfläche) des Werkstoffs und die Polymerarmierung 60 bis 40% einnehmen, während der Rest durch das Bindemittel ausgefüllt wird. Das heisst, dass das Metall-Polymer-Bindemittel-Verhältnis 1:2:1 gewählt werden soll.

Das Volumverhältnis der drei Hauptbestandteile des Materials ergibt sich aus der Forderung, dass das Material die dem zu ersetzenden Knochengewebe naheliegenden Elastizitäts- und Verformungseigenschaften haben soll, wobei es bessere Festigkeitswerte im Vergleich mit dem Knochengewebe haben soll. Da die Geflechte 1, 2 der Armierung je nach der Anwendung des Ersatzmaterials eine bestimmte vorgegebene Orientierung aufweisen, die in dem neuen Ersatzmaterial eine starke Anisotropie verursacht, erhalten auch die aus diesem Werkstoff hergestellten Endoprothesen die entsprechenden Eigenschaften.

Die Endoprothesen zum Ersetzen der Flachknochen können aus Werkstücken ausge,tührt werden, die durch Pressen der Metall- und Polymergeflechte 1 bzw. 2 erhalten werden, die in mehreren mit dem Bindemittel zusammengehaltenen Schichten vorliegen, aus welchen dann die Platten mit der Stärke von 5 bis 25 mm gebildet werden. In diesem Fall ist Polyäthylen oder Fluorplast als Füllstoff mit Vorteil zu verwenden.

Die Ausgestaltung des Materials 3 für eine kompliziertere Endoprothese, die gegen grössere und veränderliche mechanische Belastungen widerstandsfähig sein soll, ist in Fig. 5, 6, 7 gezeigt. Dieses Material dient zum Ersetzen von Flachknochen sowie von Grossdiaphysenknochen des Menschen. Es enthält eine Reihe von Wickeln 4, 5, die links- bzw. rechtsgängig sind und die in Fig. 8 und 9 im Querschnitt dargestellt sind. Die Wickel 4, 5 jeder Wickelreihe sind untereinander mittels Verbindungsstücken 6 aus demselben Werkstoff verbunden, wobei alle Wickeireihen 4, 5 mit dem Bindemittel ausgefüllt sind (aus der Zeichnung nicht ersichtlich).

Zur Herstellung des Ersatzmaterials für die Flachknochen werden die benachbarten Wickelreihen 4, 5 in zueinander parallelen Ebenen angeordnet. Bei Herstellung des Ersatzes für die Diaphysenknochen liegen alle Wickel 4, 5 in Richtung der Längsachse der Endoprothese Die aus den Wickeln bestehenden Platten können verschiedenartig ausgeführt sein: a) Die Wickelrichtungen der benachbarten Wickel einer Reihe wechselt ab, wie in Fig. 5 und 6 gezeigt ist.

b) Die Wickelrichtungen aller Wickel sind gleich (Fig. 7).

c) Die Wickel 4, 5 einer Reihe haben unterschiedliche Querschnitte (Fig. 6). Beispielsweise ist die Abmessung der Wickel bzw. der Spiralen 4 mit der linken Aufrollrichtung für die Prothese der linken Extremität um das 2- bis 5fache grösser als die der Wickel bzw. der Spiralen 5 mit der rechten Aufrollrichtung für die rechte Extremität, oder umgekehrt. Die aus den Platten dieser Bauart hergestellten Ersätze der Flachknochen zeichnen sich durch eine erhöhte Parallelschubfestigkeit aus.

Die Ersatzmaterialien zur Herstellung von Flachknochen werden durch Aufeinanderlegen mehrerer Platten aus solchen Flächengebilden und durch Ausgiessen dieser mit einem amorphen Bindemittel mit einem Härter unter nachfolgendem Zusammenpressen hergestellt.

Das vorgeschlagene Material kann auch zum Beheben von Defekten der langen Röhrenknochen ausgenutzt werden.

Dazu werden die Werkstücke aus den oben erwähnten Platten zu Wickeln zusammengerollt (in der Zeichnung nicht abgebildet), die eine Dicke von 1 bis 3,5 cm aufweisen, einmal mit der linken Aufrollrichtung und ein andermal mit der rechten.

Die erhaltenen Wickel werden dann mit dem amorphen Bindemittel unter Zugabe von dauernd wirkenden antibakteriellen Stoffen ausgegossen. Auf solche Weise werden Werkstücke oder fertige, zylinderförmige Endoprothesen zum Ersatz von Teilen eines Knochens oder einer ganzen Knochendiaphyse gefertigt, die unter dem Einfluss von verhältnismässig geringen Belastungen stehen, beispielsweise für den Schulterknochen, Ellenbogenbein, für die Speiche, das Schlüsselbein, für die Knochen der Hand oder des Fusses.

Nötigenfalls können die zylinderförmigen Werkstücke für die Endoprothesen zunächst mechanisch bearbeitet und ihre Länge oder ihr Querschnitt können erst später eingestellt werden.

Die Endoprothesen der Grossdiaphysenknochen der unteren Extremität, beispielsweise des Oberschenkelbeins und Schienbein, sind aus dem vorgeschlagenen Ersatzmaterial gebildet und stehen mit ihren biomechanischen Eigenschaften in Übereinstimmung mit ihren natürlichen Vorbildern - dem Oberschenkelbein und Schienbein des Menschen - übertreffen aber diese in ihrer Festigkeit um ein Mehrfaches.

In Fig. 10 ist eine der möglichen Ausführungsvarianten der Endoprothese des Oberschenkelbeins dargestellt. Die Endoprothese 7 der Oberschenkelbeindiaphyse weist eine spiralförmige Hülle 8 mit einem mittleren Tragstab 9, beispielsweise aus Titan, auf. Dieser Stab dient zur Erhöhung der Steifheit der Endoprothese 7 und zum Verbinden mit den Endteilen (in der Zeichnung nicht angedeutet) der Endoprothese 7, die zum Anschluss an die Metaepiphysen des Knochens vorgesehen sind. Im Inneren der Hülle 8 sind mehrere Wickel 10, 11 aus dem vorgeschlagenen Material mit einem kleineren Umfang untergebracht. Die gewickelte Hülle 8 und jeder Wickel 10, 11 innerhalb dieser bestehen im Querschnitt aus je einer Reihe der Wickel 4, 5 aus dem erwähnten Geflecht, die miteinander mittels der Verbindungsstücke 6 (Fig. 5, 6) aus demselben Material verbunden sind.

Für die Linksbeinprothese sind diese aus Platten der a-Art hergestellt, die zu einem zylinderförmigen Stab mit einem Durchmesser von 1-1,5 cm zusammengewunden sind, wobei die zwei sich im vorderen bzw. hinteren Teil der Prothese befindlichen Spiralen 10 linksgängig gwickelt sind. Zwei medial und lateral zum Zentrum liegende Spiralen mit einem Durchmesser bis 1,5 cm sind mit der rechtsgängigen Wicklung ausgeführt und bestehen aus Platten der c-Art, in welchen die linksgängigen Wickel 4 einen grösseren Querschnitt als die rechtsgängigen Wickel 5 haben (Fig. 6). Zwischen den genannten vier Wickeln 10, 11 werden linksgängige Wickel 12 eines kleineren Querschnitts untergebracht, die aus den Platten der b-Art (Fig. 7) mit den rechtsgängigen Wickeln 5 hergestellt sind. Die Zahl der Wickel 12 kann unterschiedlich sein.

Für die Endoprothese des rechten Beins ist die Aufrollrichtung aller genannten Wickel 10, 11, 12 entgegengesetzt, d. h. die Endoprothese des rechten Beins stellt ein Spiegelbild der Endoprothese 7 des linken Beins dar.

Der ganze freie Innenraum ist in der Endoprothese 7 mit einem Bindemittel, beispielsweise mit dem Epoxydharz mit Füllstoff, ausgefüllt.

Eine mögliche Ausführung der Endoprothese für das Schienbein des Menschen zeigen Fig. 11 und 12.

In Fig. 11, 12 ist die Endoprothese 7 der Schienbeindiaphyse dargestellt. Diese Endoprothese 7 enthält eine äussere spiralförmige Hülle 8, deren Querschnitt derart ist, dass er sich einem spitzwinkligen Dreieck nähert. In den Spitzen dieses Dreiecks sind Wickel 10, 11 aus dem vorgeschlagenen Material untergebracht, wobei in der Mitte ein tragender Metallstab 9, beispielsweise aus Titan, hindurchgeht. Dieser Tragstab 9 dient auch zum Anschluss der Endoprothese 7 an den
Knochen des Kranken. In Fig. 11 ist die Endoprothese 7 für das linke Bein dargestellt. Der Wickel 10, der in der Spitze mit dem kleinsten Winkel untergebracht ist, ist linksgängig.

Zur Herstellung des Wickels 10 sind zweckmässigerweise die
Platten der a- bzw. c-Art zu verwenden, in welchen die Wik kel 4 mit dem grösseren Querschnitt linksgängig und die Wik kel 5 mit dem kleineren Querschnitt rechtsgängig sind. Die
Wickel 11, die sich in den anderen Dreiecksspitzen befinden, sowie die Wickel der Hülle 8 sind rechtsgängig, wobei sie ebenfalls aus den Platten der a- bzw. c-Art angefertigt sind.

Zur Vergrösserung der Kompaktheit der Endoprothese kann der Innenraum zwischen den Wickeln 10, 11 mit einer Anzahl (aus der Zeichnung nicht ersichtlich) von linksgängigen und einem kleineren Querschnitt aufweisenden Wickeln ausgefüllt werden, die aus den Platten der b-Art mit rechtsgängigen Wickeln 5 hergestellt sind. Die Ausführung der Endoprothese 7 des rechten Beins (Fig. 12) ist der oben beschriebenen ähnlich mit der Ausnahme, dass die Wickelrichtung aller Wickel
8, 10, 11 dieser Endoprothese 7 umgekehrt ist.

In Fig. 13 ist noch eine Ausführung des Wickels 12 der
Endoprothese 7 gezeigt, bei welcher mehrere Wickel 10 ver seilt sind. Zur Herstellung der Wickel 10 können die Platten der c-Art ausgenutzt werden.

Claims

PATENTANSPRÜCHE 1. Endoprothese, die ein Material umfasst, das eine Armierung und ein Bindemittel mit einem Antiseptikum enthält, dadurch gekennzeichnet, dass das Material eine geschichtete Struktur aufweist, dass die Armierung aus zwei Geflechten (1, 2) ausgeführt ist, von welchen das erste Geflecht (1) aus einem biologisch inaktiven Metall und das andere Geflecht (2) aus einem biologisch inaktiven Polymer ist, dass der Zwischenraum zwischen diesen Geflechten (1, 2) mit dem Bindemittel ausgefüllt ist und dass der Anteil des Metallgeflechtes (1) im Material derart gewählt ist, dass der Elastizitätsmodul des Materials jenem des zu ersetzenden Knochengewebes möglichst nahe kommt.

2. Endoprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Material im Querschnitt spiralförmig (4 bzw. 5) zusammengerollt ist, wobei die Längsachse dieses Wickels mit der Längsachse der Endoprothese praktisch zusammenfällt, dass mehrere Wickel mit Hilfe eines Verbindungsstücks (6) aus dem Geflechtsmaterial zu einer Reihe verbunden sind, wobei die Vertiefungen der Reihenstruktur mit Bindemittel ausgefüllt sind.

3. Endoprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Fäden der Geflechte (1, 2) Zellen in Form von Parallelogrammen mit dem spitzen Winkel gleich 600 bilden.

4. Endoprothese nach Anspruch 1 und 3, dadurch gekennzeichnet, dass korrespondierende Fäden der übereinanderliegenden Geflechte (1, 2) gegeneinander um einen Winkel von nicht mehr als 100 verschwenkt verlegt sind.

5. Endoprothese nach den Ansprüchen 1, 3 und 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Anteil der Metallgeflechte 1/5 bis 1/3 des Gesamtvolumens der Prothese beträgt.

6. Endoprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Bindemittel ein Epoxydharz mit Härter ist.

7. Endoprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Bindemittel Polyäthylen mit einem Füllstoff in Form von Graphit ist.

8. Endoprothese nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Wicklungsrichtung der benachbarten Wickel (4, 5) einer Reihe abwechselt.

9. Endoprothese nach den Ansprüchen 2 und 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittelpunkte der Wickel (4, 5) jeder Reihe im eben ausgebreiteten Zustand auf einer Geraden liegen.

10. Endoprothese nach den Ansprüchen 1, 8 und 9, dadurch gekennzeichnet, dass sie eine im Querschnitt spiralförmig gewickelte Hülle (8) aus Wickelreihen (4, 5) aufweist, dass im Innenraum derselben mehrere Wickel (10, 11) aus Wickelreihen (4, 5) in Längsrichtung der Hülle angeordnet sind, dass in der Mitte der Hülle (8) ein Tragstab (9) angeordnet ist und dass der restliche Innenraum der Hülle (8) mit Bindemittel ausgegossen ist.

11. Endoprothese nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Querschnittsform der Hülle (8) sich der Form eines spitzwinkligen Dreiecks nähert und dass die Wikkel (10, 11) in den Spitzen dieses Dreiecks untergebracht sind.

12. Endoprothese nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Wickelrichtung des in der Spitze des kleinsten Winkels des Dreiecks untergebrachten Wickels (10, 11) der Wickelrichtung der in den anderen Spitzen des Dreiecks angeordneten Wickel entgegengesetzt ist.

13. Endoprothese nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Wickel (10) innerhalb der Hülle (8) miteinander verseilt sind.

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Endoprothese, die ein Material umfasst, das eine Armierung und ein Bindemittel mit einem Antiseptikum enthält.

Die Erfindung bezieht sich insbesondere auf Endoprothesen, wie sie als Implantate in der Traumatologie und Orthopädie ausgenutzt werden.

Am erfolgreichsten kann die vorliegende Erfindung bei Heilung der Traumata von Grossknochen in den Extremitäten sowie für ein zeitweiliges oder dauerndes Ersetzen der Knochendefekte, z. B. nach dem Entfernen von Geschwülsten, bei spontanem Knochenabbau oder für eine erhebliche Extremitätenverlängerung oder dergleichen, verwendet werden.

Es sind bereits Werkstoffkombinationen bekannt, die als Implantate angewendet oder als Ausgangsstoff zur Herstellung von Knochenersatz verwendet werden können.

Alle bisher bekannten Werkstoffe zur Herstellung von Endoprothesen können in drei Hauptgruppen unterteilt werden, und zwar Metalle, Keramik und Polymere. Darüber hinaus sind verschiedene Zusammenstellungen derselben bekannt.

Die Metalle, wie Titan, rostfreier Stahl, Kobalt, ergeben schwere und mit den Fragmenten eines lebenden Knochens schwierig zu verbindende Prothesen. Der Elastizitätsmodul der Metalle übertrifft um eine Grössenordnung den eines Knochens, was einen lokalen Knochenschwund an den Stossstellen mit der Endoprothese verursacht und zur Überlastung der Endoprothese wegen deren grösserer Starrheit führt.

In den meisten Fällen wurde bei experimentellen Untersuchungen an Tieren versuchsweise Korund und Al203 verwendet (siehe beispielsweise L. Cini al. Chirugia Org. movim. 1972, vol. 60, No. 4, pp. 423¯430, D. Gedulding al. -Abstracts SIGOT XIII World Congress, Copenhagen 1975, p. 75-75, 5. Hulbert al. J. Biomed. Mater, Res., 1970, vol. 7, pp. 433-456, G. Heimks al. Berichte Dtschr. Keram. Ges. 1973, 50. Kongress, s. 4-8, V. Hall. J.

Biomed. Mater. Res. 1972, part. 1, p. 1¯4); ferner Glaskarbonat (siehe beispielsweise J. Benson, J. Biomed.

Mater. Res. 1972, part 1, pp. 41¯47, J. Colette al. J. Bone Surg. 1971, vol. 53-A, No. 4, pp. 799-800, C. Staniski al. J.

Biomed. Mater Res., 1973, vol. 7, No. 3, pp. 97-108); Kalziumaluminat (siehe beispielsweise C. Hall, Biokeramics. Engeneering in Medicine, J. Wiley a. Sons. Inc., 1972, 479 p., G. Graves al. J. Biomed. Mater, Res. 1970, vol. 7, pp. 433-456, Ch. Homsy al. Clinical Orthopaedics 1972, No. 89, pp. 220-235); Glaskeramik (siehe beispielsweise B. Blencke al. Zschr.

Orthop. 1974, Bd. 112, s. 978-980, L. Hench al. J. Biomed.

Mater. Res., 1973, vol. 7, No. 3, pp. 25-42, G. Piotroski al., Proceed. 6-th Annual Internat. Biomater. Sympos., Clemson, 1974, USA); und reiner Kohlenstoff (siehe beispielsweise Ch. Homsy al. Clinical Orthopaedics 1972, No. 89, pp. 220-235, J. Benson.

J. Biomed. Mater, Res., 1972, part. 1, pp. 41-47).

Als aussichtsreicher gelten poröse Werkstoffe, da bei deren Anwendung eine Herabsetzung des Elastizitätsmoduls der Prothese beim gegebenen Gewicht sowie eine Erleichterung des Zusammenwachsens der Endoprothese mit den Fragmenten des lebenden Knochens erreicht werden. Das Ersatzmaterial für die Knochen wurde aus Metallpulver durch Pressen (Nilles, J., Lapitsky M., CA, J. Biomed. Mater. Res., 1973, vol. 7, No. 3, pp. 63-84) und aus Stücken von Titandraht durch deren Nachsinterung unter Einwirkung von Hochdruck **WARNUNG** Ende CLMS Feld konnte Anfang DESC uberlappen**.