DD268113A3 - Bioaktives Implantatmaterial für den Ersatz von Hartgewebe - Google Patents
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Abstract
Die Erfindung betrifft ein leicht zu bearbeitendes bioaktives Implantatmaterial, das innerhalb kurzer Zeit spaltfrei ohne Bindegewebskapselung mit dem koerpereigenen Hartgewebe verwaechst und zur Anwendung in der HNO-, Zahn-, Mund- und Kieferheilkunde sowie in der Orthopaedie gut geeignet ist. Das bioaktive Implantatmaterial besteht aus 1 bis 90 Ma.-% eines Polyurethans mit einem Gehalt an natuerlichen Fettsaeuren zwischen 15 und 50 Ma.-% oder einem Polyethylenglykolgehalt zwischen 10 und 50 Ma.-% sowie aus 99 bis 10 Ma.-% eines calciumphosphathaltigen bioaktiven Materials. Es werden drei moegliche Herstellungsverfahren beschrieben.
Description
Die Erfindung betrifft ein bioaktives Inplantetnaierial für den Ersetz von Hartgewebe, das aufgrund seiner ausgezeichneten Eigenschaften , wie dom bindegewebsfreien Verbund mit dem körpereigenen Hartgewebe, der Möglichkeit der Anpaseung seines mechanischen Verhaltens an das des körpereigenen Hartgewebes sowie seiner einfachen Verarbeitbarkeit, zur Anwendung in der HNO-, Zahn-, Mund- und Kieferheilkunde und in der Orthopädie gut geeignet
Als bioaktive Implantatmaterialien zum Ersatz von Hartgewebe sind sowohl bioaktive mineralische Materialien als euch Kombinationen dieser Materialien mit synthetischen Polymeren bekannt*
Obwohl mineralische Implantate· terialie/i, z» B* glaskeramlsche Materialien (DE-AS 23 26 100, DD-Patentanmeldung WP A 61 F/254 974-?}, ohne Bindegewebekapselung mit dem Hartgewebe verwachsen, besteht ihr Nachteil vor allem in den zum natürlichen Hartgewebe sehr unterschiedlichen mechanischen Eigenschaften, '/»ie Härte und Sprödigkeit· Daraus resultieren riichtkraftschliUsttige Verbindungen, so daß bei mechanischer
Belastung Eigenbruch oder Bruch der Verbindungsstelle auftritt· Die Schwierigkelten der Ver~ und Bearbeitung sind als weitere Nachtelle anzusehen*
Durch Kombination dieser bioaktiven Mineralischen Materialien »it synthetischen Polymeren wurde versucht* die genannten Nachteile zu beseitigen· Als Implantatmaterialien werden Kombinationen von Hydroxylapatit mit unterschiedlichen Polymeren« wie Polymethacrylaten. Polyestern, Polyamiden, Polyethylen oder deren Copolymeren, beschrieben (GB-PS 2 031 45C A), Kombinationen aus Apatitmaterial und Epoxidharz (DE-OS 28 21 354, US-PS 4 222 128) und Kombinationen von Tricalciumphosphat mit Polyacrylaten, -methacry-
laten, Polyacrylnitril«· Polyestern, Polyamiden oder dergleichen (DEi-OS 26 20 907)· Derartige Implantatmaterialien besitzen eir.c bessere Schlagzähigkeit als rein mineralische Materialien,, gehen aber eine nur unvollkommene Verbindung mit dem Knochen ein oder werden nahezu vollständig durch Bindegewebe abgekapselt·
In DE-OS 28 21 354 und US-PS 4 222 128 wird als Imprägniermittel für ein gesintertes Apatitmaterial neben einer Reihe anderer thermoplastischer und wärmeleitender Harze auch Polyurethan beansprucht, ohne daß jedoch charakteristische Angaben zum Polyurethan gemacht werden· Allen Implantatmaterialien dieser Erfindung ist eigen, daß sie ebenfalls nur eine mäßige Affinität zum Hartgewebe besitzen·
Der wesentliche Nachteil aller bisher bekannten Verbünde Polymere8/bioaktiver Stoff besteht darin, daß Knochenkontakt nur an den Stellen erzielt wird, an denen bioaktive Partikel die Grenzfläche Implantat/Gewebe bilden (3·. BIosed» Mat« Res· 13 (1979) 89-99)· Der durchgehende Knochenkontakt stellt dnmit bei diesen Implantaten ein bisher noch ungelöstes Problem dar«
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Ziel der Erfindung ist, durch geeignete Kombinetion bioaktiver Mineralischer Stoffe mit synthetischen Polymeren ein leicht zu bearbeitendes bioaktives Implantatntaterial für den Ersatz von Hartgewebe zu entwickeln , das innerhalb kurzer Zeit speltfrei ohne Bindegewebskapselung mit dem körpereigenen Hartgewebe verwächst·
Der Erfindung liegt deshalb die technische Aufgabe zugrunde, den Knochenkontaktgrad des Inplantatmateriale von der zugesetzten Fülletoffmenge weitgehend unabhängig zu machen« Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst, indem Polyurethane, die natürliche Fettsäuren oder Polyethylenglykol enthalten, mit bioaktiven Mineralien kombiniert werden*
Das erfindungsgemäße Ireplantatmaterial besteht aus 1 bis 90 Masse% eines Polyurethans mit einem Gehalt an natürlichen Fettsäuren zwischen 15 und 50 Masse% oder einem Polyethylenglykolgehalt zwischen 10 und 50 Mnase% und aus 99 bis 10 Maese% eines bioaktiven Minerals· Natürliche Fettsäuren im Sinne der Erfindung sind Rizinoleäure, Stearinsäure, Oleäure, Linolsäure, Dihydroxystearinsäure und auch Aminosäuren· Vorteilhafterweise wird Rizinolsäure verwendet« Die relative Molmasse der Polyethylenglykolsegmente liegt zwischen 200 und 3000; vorzugsweise warden solche mit einer Molmasse zwischen 400 bis 2000 verwendet·
Als bioaktives Mineral im Sinne der Erfindung können alle Materialien eingesetzt werden, die aufgrund ihres hohen Gehalts an Calcium und Phosphat Bioaktivität aufweisen« Als besonders günstig ha sich ein glaskeramisches bioaktives Material voa CaO-P2O5-SiO2-Typ mit Apatit- und Wollastonit-Kristallphase erwiesen· Die vorteilhafte Partikelgröße dos mineralischen Materials liegt bei einer mittleren Korngröße von 10 bis 200 ,um·
Es ist zu beobachten, daß achon durch geringe Anteile an Polyurethanmatrix zwischen 1 und 4 % dee spaltfreie Einwachsen des Implantats deutlich beschleunigt wird* Umgekehrt zeigen Polyurethane mit geringen Anteilen bioaktiver Mineralien zwischen 10 und 15 % eine deutlich gesteigerte Gewebefreundlichkeit, die sich durch zunehmende Mineralisierung des Polyurethane offenbart und damit zu einer Erhöhung der Haftfestigkeit a« Knochen führt·
Die verwendeten Polyurethansysteme werden in bekannter Weise nach DD-WP 156 872 oder DD-WP 151874 hergestellt, indem Poly· isocyanate mit Polyolaiischungen auf der Grundlage von natürlichen Fettsäuren umgesetzt oder Polyethylenglykolsegmente In ein PUtf-System eingebaut werden· Die Polyurethane müssen den üblichen Bedingungen medizinischer Reinheit entsprechen, wie sie u· a· durch die Bestimmungen des <>.· Arzneimitte.lbuches der DDR vorgegeben sind*
Die Herstellung des erfindungegemäßen Implantats kann auf sehr einfache Art und Wuise erfolgen, indem in einem Extruder in das geschmolzene *' ilyurethan das bioaktive Mineral einer mittleren Korngröße von 50 bis 100 Aim eingearbeitet und daraus thermoplastisch Implantate geformt werden·
Auch das Tränken des aineralischen Anteils (mittlere Korngröße 100 bis 2CO /UBi) mit dem in einem polaren Lösungsmittel gelösten Polyurethan und die anschließende Verdampfung des Lösungsmittels führt zj eine; innigen Verbindung der Komponenten· Die weitere Formgebung wird durch Vorpressen in der Warne erzielt, wobei das Vorpressen in Abhängigkeit von dem eingesetzten Polyurethan bei Temperaturen zwischen 50 und 220 C und Drücken zwiochen 10 bis 500 kp/cm erfolgt· Dieses Verfahren ist besonders zur Herstellung von Implantaten mit eine« hohen Anteil an bioaktivem Mineral geeignet«
Eine dritte Möglichkeit zur Herstellung des erfindungsgemS-ßen Implantats besteht darin, daß das in einem polaren Lösungsmittel gelöste Polyurethan mit dem bioaktiven Mineral einer mittleren Korngröße von 10 bis 50 ,um vermengt, dieses
Gemenge auf einer Glasplatte zu einer dünnen Schicht zwischen 0,05 bis 1,5 mm ausgezogen, zur Gewinnung einer Folie das Lösungsmittel durch Verdampfen oder durch Eintauchen in Wasser bei Koagulation des Polymeren entfernt und die entstandene Folie abgezogen, gewaschen und getrocknet wird» Dieses Verfahren ist zur Herstellung solcher Implantate mit geringem Anteil an bioaktivem Mineral besondere geeignet·
Das erfindungsgemäße Implantatmaterial besitzt die gegenüber den mineralischen Implantatmaterialien vorteilhaften mechanischen Eigenschaften aller Verbünde Polymeros/bioaktives Mineral· Es lassen sich je nach dem Anteil der beiden Komponenten die mechanischen Eigenschaften in dem weiten Be-• reich zwischen den Polyurethaneigenschaften und den Mineraleigenschaften einstellen und so an den Modul der Implantat-
3 2 60 x 10 N/oim variiert und so den durchschnittlichen Werten von Knorpel und Knochen problemlos angepaßt werden·
Die Verarbeltbarkeit des erfindungsgemäßen Implantats entspricht der an sich guten Verarbeitbarkeit von Polyurethansystemen· Sie wird bei niedrigen mineralischen Anteilen durch diesen Anteil kaum gemindert, bei hohen mineralischen Anteilen ist sie durch den Polymeranteil gegenüber der Verarbeitbarkeit reiner mineralischer Produkte deutlich verbessert·
Neben diesen günstigen Eigenschaften besteht der Hauptvorteil des erfindungsgemäßen Implantats darin, daß sein Knochenkontaktgrad weit über dem liegt, der der Fläche der freiliegenden mineralischen Partikel entspricht· Gegenüber allen bisher bekannten Implantaten aus Polymer und bioaktivem Mineral verwachs', das erfindungsgemäße Implantat innerhalb kurzer Zeit apaltfrel mit den gesunden Hartgewebe, und es erfolgt keine Abkapselung durch Bindegewebe«
100 g eines nach einer üblichen Technologio hergostellten bioaktiven glaekeramiechen Materials vom CaO-P2O5-SiO2 mit Apatit- und Wollastonit-Kriatallphase einer mittleren Korngröße von 100 bis 200 ,um werden mit 40 g einer 10 %igen DMF-Lösung eines in bekannter Weise aus 1 Mol PoIyethylenglykol (Molgewicht 600), 3 Mol Diphenylmethandiisocyanat und 2 Mol Diethylenglykol hergestellten linearen hydrophilen Polyurethans getränkt« Nach vollständigem Verdampfen dea Lösungsmittels wird das entstandene Granulat bei 150 C und 100 kp/cm zu 5 mm dicken Prüfplatten gepreßt· Die daraus geschnittenen Prüfkörper der Größe 5 χ 5 χ 5 mm, die 96 % des bioaktiven Füllstoffe und 4 % Polyurethan enthalten, werden unter sterilen Bedingungen in die Tibia einer Ratte implantiert· Bereits nach lOtägiger Liegedauer lassen fluoreszenzmikrookbpische Untersuchungen eine nahezu vollständige Mineralisation der Obergang 3zone Knochen-Implantat erkennen·
Vergleichsweise aus dem in Beispiel 1 verwendeten bioaktiven glaskeramischen Material gefertigte Prüfkörper ohne Polyurethananteil, die gleichzeitig mit den Prüfkörpern nach Beispiel 1 in die Tibia einer Ratte implantiert werden, zeigen nach lOtägiger Liegezeit lediglich eine beginnende Mineralisation der Obergangszone Knochen und Implantat· Erst nach 30 Tagen iot die Mineralisation nahezu vollständig·
In ein Polyurethan, hergestellt in bekannter Weise aus 1,1 Mol Ethylenglykol, 1 Mol Rizinolsäure und 1,02 Äquivalenten Diphenylmethandiisocyanat, werden bei seiner Schmelztemperatur von 150 0C bis 180 0C in einem Extruder 30 % des
in Beispiel 1 verwendeten bioaktiven Füllstoff einer mittleren Korngröße von 50 bis ICO ,um eingearbeitet» Aus dem Gemenge thermoplastisch geformte Prüfkörper werden unter sterilen Bedingungen in die Tibia von Miniechweinen implantiert· Nach einer Liegedauor von 13 Wochen ist mittels ESMA-Untereuchungen ein Knochenkontaktgrad von 85 % festzustellen (ausgedrückt durch die vorhandene Kontaktfläche zwischen Knochen und Implantat)·
Vergleichsweise hergestellte Prüfkörper aus einem hydrophoben Polyurethan aus Polytetrahydrofuran, in das bei der Plastifizierung 30 % des in Beispiel 1 verwendeten bioaktiven Materials eingearbeitet werden, zeigen nach einer 13.vochigen Liegezeit in einer Minischwein-Tibia Bindegewebabildung und nu * einen Knochenkontaktgrad von 40 %«
50 g der in Beispiel 1 hergestellten Polyurethanlösung werden mit 1 g des in Beispiel 1 verwundeten bioaktiven Füllstoffs einer mittleren Korngröße von 10 bis 50 Aim vermengt und nit einem Ziehlineal auf einer Glasplatte zu einer dünnen Schicht von ca· 300 ami ausgezogen· Nach kurzer Abdunst· zeit wird die Glasplatte zur Koagulation des Polyurethans eine Minute lang in eine Wanne mit Wasser getaucht· Es entsteht eine poröse füllstoffhaltige Folie, die abgezogen, mit Methanol gewaschen und getrocknet wird· Diese flexible Folie, die 12 % des bioaktiven Füllstoffe enthält, erwelet sich bei der Implantation ale gut biokompatibel· Sie verwächst nahezu spaltfrei ohne Bindegewebskapselung mit dem Hartgewebe·
Claims (7)
- 8 Erfindungsanspruchi· Bioaktives Implantatmaterial für den Ersatz von Hartgewebe, bestehend aus einem synthetischen Polymeren und einem calciumphosphathaltigon bioaktiven Material, gekennzeichnet dadurch, daß dae bioaktive Implantatmaterial aus 1 bis 90 Maese% eines Polyurethans mit einem Gehalt an natürlichen Fettsäuren zwischen 15 und 50 Massel oder einem Polyethylenglykolgehalt zwischen 10 und 50 Maase% eoria aus 99 bis 10 Massel des c&lciumphosphathaltigen bioaktiven Minerals besteht·
- 2· Bioaktivoe Implantatmeterial nach Punkt 1, gekennzeichnet dadurch, daß al« natürliche Fettsäuren Rizinolsäurs, Stearinsäure, Ölsäure, Linoleöure, Dihydroxystearinsäuro odiir Aminosäuren enthalten sind«
- 3« Bioaktives Implantatmaterial nach Punkt 1, gekennzeichnet dadurch« daß Polyethylenglykolsegmente der relativen Molmaese zwischen 200 und 3000 enthalten
- 4· Bioaktives iKplantetmuteriai nach Punkt 1, gekennzeichnet dadurch, daß als bioaktives Mineral ein glaskeramisches Material vom CaO-PpO5-SiO2-TyP mit Apatit- und Wollaatonit-Kristallphaee einer mittleren Korngröße von 10 bis 200 /Um Verwendung findet·
- 5· Verfahren zur Herstellung des bioaktiven Impiantatmaterials nach Punkt 1 bis 4, gekennzeichnet dadurch, daß in einem Extruder in das geschmolzene Polyurethan das bioaktive Mineral eingearbeitet und daraus thermoplastisch Implantate geformt werden·
- 6« Verfahren zur Herstellung des bioaktiven Implantatmaterials tiacti Punkt 1 bis 4, gekennzeichnet dadurch, daß das bioaktive Mineral mit dem in einem polaren Lösungsmittel gelösten Polyurethan getränkt wird und dieses Ge menge nach vollständigem Verdampfen des Lösungsmittelsin der Wärme bei Temperaturen zwischen 50 bis 220 C
und Drücken zwischen 10 bis 500 kp/cm zu Implantaten
verpreßt wird· - 7· Verfahren zur Herstellung des bioaktiven Implantatmaterialo nach Punkt 1 bis 4, gekennzeichnet dadurch, daß das in Einern polaren Lösungsmittel gelÖ3te Polyurethan mit dem bioaktiven Mineral vermengt, dieses Gemenge auf einer Glasplatte zu einer dünnen Schicht zwischen 0,05 bis 1,5 mm ausgezogen, zur Gewinnung einer Folie das
Lösungsmittel durch Verdampfen oder durch Eintauchen in Wasser bei Koagulation des Polymeren entfernt, die entstandene Folie abgezogen, gewaschen und getrocknet wird·
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DD26720184A DD268113A3 (de) | 1984-09-11 | 1984-09-11 | Bioaktives Implantatmaterial für den Ersatz von Hartgewebe |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DD26720184A DD268113A3 (de) | 1984-09-11 | 1984-09-11 | Bioaktives Implantatmaterial für den Ersatz von Hartgewebe |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| DD268113A3 true DD268113A3 (de) | 1989-05-24 |
Family
ID=279555
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| DD26720184A DD268113A3 (de) | 1984-09-11 | 1984-09-11 | Bioaktives Implantatmaterial für den Ersatz von Hartgewebe |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| DD (1) | DD268113A3 (de) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1992007889A1 (en) | 1990-10-31 | 1992-05-14 | Hermann Paul F | Abrasive propellant for cleaning of surfaces and machinery |
-
1984
- 1984-09-11 DD DD26720184A patent/DD268113A3/de not_active IP Right Cessation
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1992007889A1 (en) | 1990-10-31 | 1992-05-14 | Hermann Paul F | Abrasive propellant for cleaning of surfaces and machinery |
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