CH646721A5

CH646721A5 - Zweikomponenten-knochenzement auf acrylbasis.

Info

Publication number: CH646721A5
Application number: CH94281A
Authority: CH
Inventors: David A Anuta
Original assignee: Bristol Myers Co
Priority date: 1980-02-20
Filing date: 1981-02-12
Publication date: 1984-12-14
Also published as: FR2478461A1; DE3106452A1; AU548997B2; FR2478461B1; CA1150880A; GB2069517B; DE3106452C2; US4341691A; GB2069517A; JPS56131630A; AU6742281A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf einen Zweikompo-nenten-Knochenzement auf Acrylbasis mit einer flüssigen monomeren und einer pulverförmigen polymeren Komponente, wobei das Verhältnis der flüssigen zur pulverförmigen Komponente, ausgedrückt in ml bzw. g, 1:2 beträgt, der beispielsweise für die Verwendung im niedrigviskosen Zustand eingestellt ist, so dass er beim Einsetzen von Prothesen in das Bälkchengefüge der Knochen eindringen kann und dadurch eine festere Verbindung zwischen dem Zement und dem Knochen sicherstellt, so dass geringere Gefahr eines Versagens der Bindung an der Grenzfläche Knochen/Zement besteht.

Für das Einsetzen von Prothesen wurden bisher verschiedene Arten von Knochenzement verwendet, die jedoch auf traditionelle Art digital angewendet wurden, so dass der Knochenzement während der Anwendung eine teigartige Konsistenz aufweisen musste. In letzterer Zeit gelangten jedoch Knochenze-ment-Einspritzgeräte zum Einsatz. Ein hierbei oft auftretendes Problem besteht darin, dass der reguläre teigähnliche Knochenzement oft zu steif ist, um leicht aus der Patrone eines Knochen-zement-Einspritzgerätes extrudiert werden zu können. Oft verhärtet der Knochenzement, während er sich noch in der Einspritzpatrone befindet. Noch wichtiger ist es, dass der reguläre teigartige Knochenzement nicht wirksam in das Bälkchengefüge des Knochens eindringen kann, um eine sichere Verbindung zu ergeben. Dies führt zu Ablösen und schlussendlichem Versagen der eingesetzten Prothese.

Viele der handelsüblichen Knochenzemente bestehen aus einer flüssigen monomeren und einer pulverförmigen polymeren Komponente. Die Knochenzemente, wie «Zimmer-Knochenze-ment» von Zimmer USA Inc. und «Surgical Simplex» P von 5 Howmedica bestehen typisch aus einer flüssigen und einer pulverförmigen Komponente, in einer Beziehung der flüssigen zur pulverförmigenKomponente,ausgedrücktinmlbzw. g, von 1:2. Beim Mischen der flüssigen mit der pulverförmigen Komponente wird die Flüssigkeit dem Pulver und nicht das Pulver der Flüssig-10 keit zugesetzt. Das Gemisch wird dann bis zur Bildung einer teigähnlichen Masse, die nicht an den Gummihandschuhen des Operateurs haftet oder klebt, gerührt. Dies wird als Teigstadium bezeichnet. Die teigähnliche Masse wird dann üblicherweise von Hand bearbeitet und geknetet, um die geeignete Konsistenz für 15 digitale Anwendung des Zements auf den Knochen zu erhalten. Dann wird der Zement von Hand eingetragen und danach die Prothese eingeführt, im Zement in Stellung gebracht und in dieser Lage fixiert, bis der Zementen härtet, was als Härtungsdauer bezeichnet wird. Die Viskosität von Zementen auf Acryl-20 basis steigt mit zunehmender Zeitdauer nach dem Mischen der monomeren mit der polymeren Komponente an. Sie beginnt bei niedriger Viskosität und verläuft über zunehmende Steifheit des Gemisches, bis dieses schlussendlich vollständig gehärtet ist. Diese Art konstant veränderlicher Viskosität ist bezeichnend für pseudoplastisches Material.

Für Knochenzemente auf Acrylbasis gibt es eine Prüf horm ASTM F 451. Nach dieser Standardnorm werden die Zeitdauer des Teigzustandes und die Härtungsdauer von Knochenzementen auf Acrylbasis standardisiert. Die Prüfung erfolgt bei 23 ± 2°C. Um die Zeitdauer des Teigzustandes zumessen, wird eine Stoppuhr bei beginnendem Mischen von Pulver mit der Flüssigkeit in Gang gesetzt. Das Gemisch wird dann mit einem für Operationszwecke behandschuhten Finger sachte geprüft. Bei Prüfung im Frühstadium kann visuell festgestellt werden, dass zwischen der Oberfläche des Gemischs und dem Finger Fasern gebildet werden, wenn der Finger von der Oberfläche hinwegbewegt wird. Die Zeitdauer des Teigzustandes wird dann gestoppt, wenn sich der behandschuhte Finger klar und ohne Fäden zu ziehen vom Gemisch trennt.

40 Die Härtungsdauer nach der genannten Prüfnorm wird ebenfalls bei 23 ± 2° C bestimmt. Die Temperatur des Zements wird kontinuierlich in Abhängigkeit von der Zeit nach Beginn des Mischens des Pulvers und der Flüssigkeit aufgetragen. Nach der genannten ASTM-Prüfnorm ergibt sich die Härtungsdauer des 43 Gemisches aus der Formel (Tmax + TUmgebung)/2, worin Tmax die erreichte Maximaltemperatur und Tumgebung die Umgebungstem-peraturvon23 ± 2°Cbedeuten. Die Härtungsdauer bezeichnet die Zeitdauer, in welcher das Gemisch härtet.

Einspritzpistolen werden befürwortet für die Anwendung von 50 Knochenzement, insbesondere in Hohlräume, wie der Markkanal im Oberschenkelknochen, da lange, dünne Injektionsnadeln für tiefes Eintragen des Zementes in den Hohlraum besser geeignet sind als der Versuch, den Zement von Hand einzubringen . Die Anwendung mittels Inj ektionspistole vermindert auch 55 die Neigung zur Bildung von Laminierungen und Hohlräumen im Zement und den Einschluss von Blut im Zement. Das Problem mit vorhandenen Zementen besteht darin, dass diese für digitale Anwendung und damit für die Verwendung im Teigzustand, wenn der Zement für die Handhabung steif genug geworden ist, 60 aufgebaut sind. Bei der Anwendung von üblichen Standardzementen mittels Einspritzpistolen muss der Operateur versuchen, den Zement vor Erreichen des Teigzustandes, d.h. bevor das Zementgemisch nicht mehr an den Gummihandschuhen des Operateurs haftet oder klebt, zu extrudieren, da der Zement in 65 diesem Zustand relativ steif wird. Auch dringt der Zement nach Erreichen des Teigzustandes nicht mehr wirksam in das B älk-chengefüge des Knochens ein, um die erwünschte Zement/ Knochen-Bindung zu ergeben, was den einzigen Mechanismus

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zur sicheren Verankerung von eingesetzten Prothesen in lebendem Knochen darstellt.

Nach ASTM-Prüfnorm beträgt die maximale Zeitdauer zum Erreichen des Teigzustandes für Knochenzemente auf Acrylbasis 5 min. Auch diese 5 min Zeitdauer basiert auf einer Bestimmung bei 23° C. Die Temperatur in Operationsräumen liegt oft unterhalb 23° C und beträgt meist etwa 20° C. Sobald die pulverförmige mit der flüssigen Komponente des Zements gemischt ist, verläuft die Reaktion bei niedrigerer Temperatur langsamer. Demzufolge ist eine typische Zeitdauer für das Erreichen des Teigzustandes im Operationsraum etwa 1 min länger als unter den Bedingungen der ASTM-Prüfnorm.

Der Standard-Knochenzement von Zimmer ist auf eine ASTM-Zeitdauer zum Erreichen des Teigzustandes von 1,5 bis 2 min eingestellt, so dass er also diesen Zustand in einem Operationsraum etwa 2,5-3 min nach Beginn des Mischens erreicht. Das Mischen der pulverförmigen mit der flüssigen Komponente verlangt üblicherweise etwa 1 min, so dass für die Vorbereitung und das Füllen der Einspritzpistole und die Extru-sion des Knochenzements bis zum Erreichen des Teigzustands in einem Operationsraum nur 1,5-2 min zur Verfügung stehen. Andere erhältliche Knochenzemente auf Acrylbasis zeigen typische vergleichbare Zeitdauer zum Erreichen des Teigzustandes in Operationsräumen von etwa 3 min oder weniger. Nach Erreichen des Teigzustandes wird der Zement genügend steif, so dass er schwierig aus der Füllpatrone und Injektionsnadel der Einspritzpistole zu extrudieren ist. Obwohl es versucht wird, den Zement in diesem teigartigen, viskoseren Zustand mittels Einspritzpistolen anzuwenden, ergeben sich hier oft Probleme. Die Möglichkeiten für eine sichere Fixierung unter derartigen Umständen sind nicht optimal. Wie bereits erwähnt, wird der Zement oft solcherart steif, dass er kaum mehr extrudiert werden kann und oft in der Füllpatrone härtet. Es ist kaum notwendig, hervorzuheben, dass dies unerwünscht und unter Operationsraumbedingungen sehr riskant ist.

Eine andere Art Knochenzement in Form eines mit Graphitfasern verstärkten Zementes ist in der US-PS 4064566 beschrieben. In dieser Patentschrift wird erläutert, dass das polymere Pulver im flüssigen Monomer aufgeschlämmt und dem Gemisch danach Graphitfasern und Härtungsmittel zugesetzt werden. Die Graphitfasern verstärken den Zement. In der genannten Patentschrift wird angegeben, dass die Fasern dem Gemisch der polymeren und monomeren Komponente nach dem Mischen zugesetzt werden, und es finden sich keine Hinweise, dass die Fasern vorgängig mit dem pulverförmigen Polymer vermischt werden.

Die Hauptaufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, einen Knochenzement auf Acrylbasis bereitzustellen, der die Verankerung einer Prothese in lebendem Knochen ermöglicht und während längerer Zeitdauer niedrige Viskosität beibehält, d. h. eine längere Zeitdauer zum Erreichen des Teigzustandes aufweist als pseudoplastische Standardzemente, so dass der Zement im Zustand niedriger Viskosität angewendet werden kann und dadurch in das Bälkchengefüge von lebendem Knochen eintritt und eine sichere Verbindung an der Grenzfläche Zement/Knochen ergibt und trotzdem die Festigkeitseigenschaften von Standard-Knochenzementen aufweist.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der Bereitstellung eines Knochenzementes, der für die Anwendung mittels Einspritzpistolen besser geeignet und flüssig genug ist, um leicht und ohne viel Widerstand während längerer Zeitdauer durch die Füllpatrone und Injektionsnadel zu fliessen und dadurch frühere Probleme von verstopften Injektionsnadeln, schlecht extrudier-barem Zement, aufgrund zu hohen Drucks geplatzter Füllpatronen und Härtung des Zements vor dessen Austritt aus der Füllpatrone und Injektionsnadel zu vermeiden.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, einen Knochenzement bereitzustellen, der nach dem Mischen der polymeren und

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monomeren Komponente bei etwa 20° C während mindestens 6, vorzugsweise bis 7 min eine Viskosität von weniger als 150 Pa-s, vorzugsweise weniger als 100 Pa-s, beibehält.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der Bereitstellung eines Knochenzementes, der, obwohl er weniger viskos ist als reguläre Standard-Knochenzemente, schlussendlich innert annehmbarer Zeitdauer härtet, da eine Prothese nach dem Einsetzen bewegungslos in der richtigen Lage gehalten werden muss, bis der Zement gehärtet und die Prothese fest fixiert ist.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, einen Knochenzement niedriger Viskosität bereitzustellen, der eine Dispersion von Hochmodul-Kohlenstoff-Fasern enthält, um die Festigkeit des Knochenzements zu verstärken, der jedoch die Vorteile niedriger Viskosität beibehält, und in welchem die Verstärkungsfasern in der pulverförmigen polymeren Komponente bei Herstellung in industriellem Massstab vorgemischt werden können.

Alle vorstehend angeführten Aufgaben werden durch den erfindungsgemässen, im Patentanspruch 1 definierten Zweikomponenten-Knochenzement auf Acrylbasis gelöst, der sich bei Prüfung und in der klinischen Verwendung als sehr wirksam erwiesen hat.

Der erfindungsgemässe Knochenzement erlaubt das Einsetzen und Verankern von Prothesen in lebenden Knochen und umfasst eine flüssige monomere und eine pulverförmige polymere Komponente. Der beschriebene Knochenzement behält während längerer Zeitdauer eine niedrige Viskosität bei, da das definierte Gemisch der Pulverkörnchen in der pulverförmigen polymeren Komponente weniger Gesamtoberfläche aufweist als andere polymere Pulvergemische. Der beschriebene Knochenzement zeigt nach dem Mischen der pulverförmigen Polymeren mit der flüssigen monomeren Komponente bei 20° C eine Viskosität von weniger als 150 Pa-s, vorzugsweise von weniger als 100 Pa-s, und behält diese während mindestens 6 min, vorzugsweise bis 7 min, bei.

Die hier angeführten Viskositäten werden bei 20° C gemessen. Dies ist eine typische Temperatur für Viskositätsmessungen. Es ist jedoch zu beachten, dass Viskositätsmessungen bei unterschiedlichen Temperaturen drastische Veränderungen ergeben. Wie bereits erwähnt, schreitet die Härtungsreaktion des Kno-chenzementgemischs bei höherer Temperatur schneller fort, so dass zeitabhängige Viskositätsmessungen bei 22,2° C viel höhere Werte, d. h. höhere Steifheit, ergeben würden als Messungen bei 20° C.

Das Gemisch der Pulverkörnchen in der pulverförmigen polymeren Komponente besteht aus 85-95 Gew.-% Pulverkörnchen, im nachstehenden als «reguläre Körnchen» bezeichnet, mit einer maximalen durchschnittlichen Teilchengrösse von 25 um und 5-15 Gew.-% Pulverkörnchen, die gemahlen oder auf einen Teilchengrössenbereich von vorzugsweise 13-17 (im gesiebt wurden. Durch das Mahlen wird die Oberfläche der Körnchen aufgerauht und aufgebrochen, wodurch sie für die Reaktion eine grössere Oberfläche bieten. Gleichermassen verhalten sich auf einen Teilchengrössenbereich von weniger als 17 (im gesiebte Pulverkörnchen gegenüber grösseren, jedoch gemahlenen Körnchen aufgrund der vergrösserten Oberfläche der gemahlenen Körnchen ähnlich.

Die pulverförmige polymere Komponente in Form des beschriebenen Gemischs von Pulverkörnchen unterschiedlicher Teilchengrösse kann zusätzlich Bariumsulfat USP enthalten, um den gehärteten Knochenzement röntgenundurchlässig zu machen sowie Benzoylperoxid als Katalysator. Ein wesentliches Merkmal des erfindungsgemässen Knochenzements besteht darin, dass er eine längere Zeitdauer bis zum Erreichen des Teigzustandes aufweist als bekannte Knochenzemente und somit während längerer Zeitdauer mittels Einspritzpistolen verarbeitet werden kann, jedoch trotzdem nach dem Mischen der pulverförmigen polymeren und der flüssigen monomeren Komponente innert weniger als 11 min härtet.

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Im nachstehenden wird die Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnung beispielsweise erläutert.

Die Zeichnung ist ein Diagramm der Viskosität in Abhängigkeit von der Zeit und zeigt die niedrige Viskosität des erfindungsgemässen Knochenzements im Vergleich zu den Viskositäten von Standard-Knochenzement von Zimmer und «Surgical Simplex» P von Howmedica Inc. Die im Diagramm angeführte Zeitdauer wurde vom Beginn des Mischens der pulverförmigen polymeren mit der flüssigen monomeren Komponente an gemessen. Das Diagramm umfasst eine Zeitdauer von 3 min bis 9 min nach Beginn des Mischens. Im Diagramm sind die Viskositätskurve des erfindungsgemässen Knochenzementes durch eine strichpunktierte Linie und die Vergleichskurven des Knochenzementes von Zimmer durch eine ausgezogene bzw. diejenige von «Surgical Simplex» durch eine gestrichelte Linie dargestellt.

Im erfindungsgemässen Knochenzement gelangen die flüssige monomere und die pulverförmige polymere Komponente in gleichem Mischungsverhältnis zum Einsatz wie im regulären Standard-Knochenzement von Zimmer. Das Verhältnis dieser beiden Komponenten, ausgedrückt in ml bzw. g, beträgt 1:2, so dass beispielsweise für die Herstellung des gebrauchsfertigen Gemisches 20 ml der flüssigen monomeren Komponente mit 40 g der pulverförmigen polymeren Komponente vermischt werden.

Die Zusammensetzung der flüssigen monomeren Komponente des erfindungsgemässen Knochenzements ist identisch derjenigen des Standard-Knochenzements von Zimmer und umfasst beispielsweise:

96,2-98,3 Vol.-%, vorzugsweise 97,25 Vol.-%, monomeres Methylmethacrylat;

2,5-3,0 Vol.-%, vorzugsweise 2,75 Vol.-% N,N-Dimethyl-p-toluidin; und 75 ± 10 ppm (gewichtsmässig) Hydrochinon. Das N,N-DimethyI-p-toluidin dient zur Anregung der Kalthärtung der beiden Komponenten, d.h. der flüssigen monomeren und der pulverförmigen polymeren Komponente, nach deren Mischung. Hydrochinon dient zur Verhinderung vorzeitiger Polymerisation, die unter Einwirkung von Wärme, Licht oder chemischen Reagenzien eintreten könnte.

Monomeres Methylmethacrylat entspricht der Strukturformel:

CH.

CH. = C - COOCH.

CH„ -

CH,

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CH I 3 C -I

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Die Gesamtzusammensetzung der pulverförmigen polymeren Komponente entspricht im allgemeinen derjenigen des Standard-Knochenzements von Zimmer, wobei jedoch die Aufmachung des pulverförmigen polymeren Methylmethacrylats in der Gesamtheit der pulverförmigen polymeren Komponente unterschiedlich ist. Gesamthaft zeigen sowohl der Standard-Knochen-zement von Zimmer wie auch der erfindungsgemässe Knochenzement beispielsweise die nachstehende Gesamt-Zusammenset-zung der pulverförmigen polymeren Komponente:

80-100 Gew.-%, vorzugsweise 89,25 Gew.-%, polymeres Methylmethacrylat;

9-11 Gew.-%, vorzugsweise 10,0 Gew.-%, Bariumsulfat USP;

0,5-1,0 Gew.-%, vorzugsweise 0,75 Gew.-%, Benzoylperoxid; und einen maximalen Feuchtigkeitsgehalt von 1,0 Gew.-%.

Gegebenenfalls vorhandenes Bariumsulfat BaS04 verleiht der Mischung Röntgenundurchlässigkeit, so dass der gehärtete Zement in Röntgenaufnahmen sichtbar wird. Das Benzoylperoxid wirkt nach dem Vermischen der flüssigen monomeren und der pulverförmigen polymeren Komponente als Katalysator. Das polymere Methylmethacrylat entspricht der Strukturformel:

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Der Unterschied des modifizierten erfindungsgemässen Knochenzements niedriger Viskosität des Gemischs der beiden Komponenten ergibt sich zur Hauptsache aus der Aufmachung des pulverförmigen polymeren Methylmethacrylats in der pulverförmigen polymeren Komponente.

Das polymere Methylmethacrylat im Standard-Knochenze-ment von Zimmer ist ein Gemisch von 65-70 Gew.-% Pulverkörnchen mit einer maximalen durchschnittlichen Teilchengrösse von 25 (im (reguläre Körnchen) und 30-35 Gew.-% Pulverkörnchen, die gemahlen oder auf einen Teilchengrössenbereich von 13-17 [im ausgesiebt wurden. Im erfindungsgemässen Knochenzement enthält die pulverförmige polymere Komponente 85-95 Gew.-%, vorzugsweise 90 Gew.-%, Pulverkörnchen einer maximalen durchschnittlichen Teilchengrösse von 25 (im und 5-15 Gew.-%, vorzugsweise 10 Gew.-%, Pulverkörnchen, die gemahlen oder auf einen Teilchengrössenbereich von 13-17 (im ausgesiebt wurden, wodurch ähnliche Eigenschaften erzielt werden wie durch Mahlen. Einsatz eines zweckentsprechenden Gemischs von Pulverkörnchen aus polymerem Methylmethacrylat ergibt, nach Mischen mit der flüssigen monomeren Komponente, einen Knochenzement einer Viskosität bei 20° C von weniger als 150 Pa-s, vorzugsweise weniger als 100 Pa-s, die während mindestens 6, vorzugsweise bis 7 min nach Beginn des Mischens der beiden Komponenten erhalten bleibt.

Zur weiteren Spezifizierung der Aufmachung der regulären und der gemahlenen Pulverkörnchen wird im nachstehenden beispielsweise auf deren Teilchengrösse Bezug genommen. Sowohl die regulären wie auch die gemahlenen Pulverkörnchen sollen zweckmässig durch ein Sieb mit 425 [im Maschenöffnung hindurchgehen. Dann müssen alle regulären Pulverkörnchen zusätzlich durch ein Sieb mit 150 [im Maschenöffnung hindurchgehen. Diese Pulverkörnchen werden dann zur Gewinnung der regulären Pulverkörnchen im Gemisch eingesetzt. Die Pulverkörnchen, welche durch das Sieb mit 425 (im Maschenöffnung, jedoch nicht durch das Sieb mit 150 (im Maschenöffnung hindurchgingen, werden für den Einsatz im Gemisch gemahlen, wodurch deren Oberfläche aufgerauht und aufgebrochen wird. Dies ergibt eine grössere freie Oberfläche als praktisch kugelige, nicht gemahlene Pulverkörnchen vergleichbarer Teilchengrösse.

Ein typischer Teilchengrössenbereich der Pulverkörnchen, die durch das Sieb mit 425 [im wie auch durch dasjenige mit 150 (im hindurchgingen, letztere also die Fraktion regulärer Pulverkörnchen, ist gewichtsmässig etwafolgendermassen zusammengesetzt:

2.7 % einerTeilchengrösse von weniger als 150 (im, jedoch mehr als 106 (im;

6.8 % einer Teilchengrösse von weniger als 106 (im, jedoch mehr als 75 (im;

17,3 % einer Teilchengrösse von weniger als 75 (im, jedoch mehr als 45 (im;

71,0% einer Teilchengrösse von weniger als 45 (im, jedoch mehr als 13-17 [im;

2,2 % einer Teilchengrösse von weniger als 13-17 [im.

Ein typischer Teilchengrössenbereich der Fraktion gemahlener Pulverkörnchen wäre gewichtsmässig etwa folgendermassen zusammengesetzt:

3,5 % Teilchen einer Grösse von weniger als 425 [im, jedoch mehr als 106 [im;

6,0 % Teilchen einer Teilchengrösse von weniger als 106 [im, jedoch mehr als 75 (im;

25,1 % Teilchen einer Teilchengrösse von weniger als 75 [im, jedoch mehr als 45 [im;

56,1% Teilchen einer Teilchengrösse von weniger als 45 (im, jedoch mehr als 13 um;

7,9 Teilchen einer Teilchengrösse von weniger als 17 [im.

Obwohl die Fraktion der regulären Pulverkörnchen in Wirklichkeit einen prozentual grösseren Anteil kleinerer Körnchen einer Teilchengrösse von weniger als 45 |xm aufweist, zeigt die Fraktion der gemahlenen Pulverkörnchen immer noch eine grössere freie Oberfläche, da die Form und Oberflächengeometrie dieser Körnchen durch die Mahlbehandlung im Vergleich zu den regulären Pulverkörnchen, die praktisch kugelige Form aufweisen, sehr unregelmässig und aufgerauht sind.

Alternativ kann auch eine Fraktion von Pulverkörnchen,

deren Teilchengrössenbereich auf weniger als 13-17 [im ausgesiebt ist, anstelle der Fraktion gemahlener Körnchen eingesetzt werden, die ähnliche Eigenschaften verleihen wie die vorstehend beschriebene Fraktion gemahlener Körnchen.

Im Diagramm der Zeichnung sind typische zeitabhängige Viskositätskurven einerseits des erfindungsgemässen Knochenzements im Vergleich zu solchen des Standard-Knochenzements von Zimmer und von «Surgical Simplex» P von Howmedica Inc. andererseits dargestellt.

Die Viskositätsmessungen wurden bei 20 ± 0,5°C, was eine oft typische Temperatur von Operationsräumen darstellt, ausgeführt. Es ist zu beachten, dass 6 min nach Beginn des Mischvorgangs der beiden Komponenten, bei welchem die Zeitmessung in Gang gesetzt wird, der erfindungsgemässe Knochenzement eine Viskosität von etwa 40 Pa-s zeigt, die auch nach 7 min immer noch weniger als 100 Pa-s beträgt und im Diagramm bei 75 Pa-s eingezeichnet ist. Im Gegensatz dazu ist zu beachten, dass der Standard-Knochenzement von Zimmer nach 6 min bereits eine Viskosität von 150 Pa-s erreicht hat und nach 7 min mehr als 200 Pa-s beträgt. Diese Neigung zeigt sich auch bei «Surgical Simplex» P, wie im Diagramm dargestellt, wie auch für alle anderen im Handel erhältlichen Knochenzemente auf Acrylbasis, die für digitale oder Anwendung von Hand formuliert sind. Obwohl andere Knochenzemente auf Acrylbasis variierende Viskositätskurven aufweisen, zeigen alle im vorliegenden Fall vergleichsweise geprüften handelsüblichen Knochenzemente auf Acrylbasis bei 20° C 6 min nach Beginn des Mischens der Komponenten Viskositäten von mehr als 150 Pa-s.

Es ist zu beachten, dass zwischen Viskosität und der zum Erreichen des Teigzustandes benötigten Zeitdauer ein eindeutiger Zusammenhang besteht. Ein Knochenzement, der zum Erreichen des Teigzustandes eine längere Zeitdauer benötigt, behält somit auch während längerer Zeitdauer eine niedrigere Viskosität bei als ein Knochenzement, der zum Erreichen des Teigzustandes eine relativ kurze Zeitdauer benötigt. Wie bereits erläutert, beträgt die Zeitdauer zum Erreichen des Teigzustands beim Standard-Knochenzement von Zimmer nach der genannten ASTM-Prüfnorm 1,5-2 min und bei Operationstemperatur von 20° C 2,5-3 min. Bekannte und im Handel erhältliche Knochenzemente auf Acrylbasis zeigen typisch eine vergleichbare oder sogar kürzere Zeitdauer zum Erreichen des Teigzustands.

Der erfindungsgemässe Knochenzement ist so eingestellt, dass er nach der genannten ASTM-Prüfnorm eine zum Erreichen des Teigzustandes benötigte Zeitdauer von vorzugsweise etwa 4,75 min und somit unter typischen Operationsraumbedingungen eine solche von etwa 5,75 min, allerhöchstens von 6 min, aufweist. Wenn ab Beginn gerechnet für das Mischen der flüssigen monomeren und der pulverförmigen polymeren Komponente 1 min benötigt wird, stehen somit immer noch mindestens 4,75 min zur Verfügung, um die Einspritzpistole für die Verwendung vorzubereiten und den Knochenzement damit zu extrudieren, während hierfür bei Verwendung von handelsüblichen Knochenzementen nur 2 min zur Verfügung stehen, bis der Knochenzement für wirksamen Einsatz der Einspritzpistole und auch für das Einbringen in das Bälkchengefüge der Knochen zu steif wird. Der erfindungsgemässe Knochenzement ergibt somit unter Ope646 721

rationsraumbedingungen eine mehr als zweifach längere Zeitspanne für die wirksame Anwendung mittels einer Einspritzpistole, wie auch die Zeitdauer, während welcher wirksames Eindringen des Zementes in die Zwischenräume des Bälkchen-gefüges der Knochen erfolgt, verlängert wird.

Die für das Erreichen des Teigzustandes benötigte Zeitdauer ist eine Funktion der Oberfläche des pulverförmigen Polymers. Je grösser die zur Verfügung stehende Gesamtoberfläche ist, umso kürzer wird diese Zeitdauer. Demzufolge zeigt der Stan-dard-Knochenzement von Zimmer eine kürzere Zeitdauer bis zum Erreichen des Teigzustandes als der erfindungsgemässe Knochenzement niedriger Viskosität, da der Standard-Knochenzement einen prozentual grösseren Mengenanteil gemahlener Pulverkügelchen in der pulverförmigen polymeren Komponente und diese somit eine grössere freie Oberfläche aufweist als diejenige des erfindungsgemässen Knochenzements. Da andere Knochenzemente auf Acrylbasis nicht alle gemahlene Polymer-kügelchen im Gemisch aufweisen, ist zu beachten, dass ein Knochenzement mit niedrigerer Viskosität auch durch Verminderung der Gesamtoberfläche des pulverförmigen Polymers oder Erhöhung der durchschnittlichen Teilchengrösse der polymeren Pulverkörnchen erzielt werden könnte.

Bei der Formulierung eines Knochenzementes niedriger Viskosität ist es wichtig, dass dieser Knochenzement auch innert vernünftiger Zeitdauer härtet. Nachdem der Zement eingespritzt und die Prothese eingesetzt und/oder in die richtige Lage gebracht wurde, muss diese bewegungslos so lange fixiert werden, bis der Zement anzieht oder vollständig härtet, um die Prothese fest zu verankern. Die höchst zulässige Härtungsdauer für Knochenzemente auf Acrylbasis liegt bei 15 min. Wenn jedoch der Operateur 6 min nach Beginn des Mischens der Komponenten die Extrusion des Knochenzements beendigt hat und in der nachfolgenden Minute die Prothese in den Zement einsetzt, müsste die Prothese während 8 weiteren min bewegungslos in dieser Lage fixiert werden, was unzumutbar und schwierig durchführbar ist. Durch Regulierung des Mengenanteils eines Katalysators, beispielsweise Benzoylperoxid, in der pulverförmigen polymeren Komponente, kann eine annehmbare Härtungsdauer erhalten werden.

Der erfindungsgemässe Knochenzement wie auch der Standard-Knochenzement von Zimmer sind beide so formuliert, dass deren Härtungsdauer 7,-10,5 min nach Beginn des Mischens der Komponenten beträgt. Demzufolge müsste bei Verwendung des erfindungsgemässen Knochenzementes eine eingesetzte Prothese nur noch während weniger als 1 min oder höchstens während 3-4 min bewegungslos in der richtigen Lage fixiert werden. Dies ist wichtig zu beachten, da es bei der Herstellung eines Knochenzementes, der während längerer Zeitdauer eine niedrige Viskosität beibehält, wahrscheinlich ist, dass gewisse Formulierungsbestrebungen den Härtevorgang vollständig verlangsamen und zu einem wegfliessenden Zement führen würden, der nicht wirksam anzieht und härtet. Daher ist es wesentlich bei der Formulierung eines Knochenzementes niedriger Viskosität, eine bestimmte Härtungsdauer einzuhalten.

Nach vollständiger Polymerisation des gemischten Knochenzements wirkt dieser als Puffer für gleichmässige Gewichtsverteilung und andere Belastungskräfte zwischen Prothese und Knochen. Wenn der Knochenzement im Zustand niedriger Viskosität eingespritzt wird, ist die erhältliche Bindung zwischen Knochen und Zement viel stärker, da der Zement aufgrund der niedrigen Viskosität in das Bälkchengefüge des Knochens, das durch poröse, gitterähnliche Hohlräume im Knochen gebildet ist, eindringt.

Der erfindungsgemässe Knochenzement erreicht nach vollständiger Aushärtung eine Druckfestigkeit von mindestens 69 N/mm2, was mit anderen Knochenzementen vergleichbar ist.

Ein weiteres Merkmal des erfindungsgemässen Knochenzementes besteht darin, dass in der pulverförmigen

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polymeren Komponente, bezogen auf deren Gesamtgewicht, 1,8-2,2 Gew.-%, vorzugsweise 2 Gew.-%, Hochmodul-Kohlen-stoff-Fasern dispergiert sind. Die Beziehung der flüssigenzur pulverförmigen Komponente, ausgedrückt in ml bzw. g, verbleibt hierdurch unverändert 1:2, wie auch die Zusammensetzung der flüssigen monomeren Komponente in bezug auf monomeres Methylmethacrylat, N,N-Dimethyl-p-toluidin und Hydrochinon, wie vorstehend angeführt.

Die Zusammensetzung der pulverförmigen polymeren Komponente verbleibt durch den Zusatz der Kohlenstoff-Fasern im vorstehend angegebenen Bereich von 85-95 Gew.-% Pulverkörnchen einer maximalen durchschnittlichen Teilchengrösse von 25 um (reguläre Körnchen) und5-15 Gew.-% gemahlener oder auf einen Teilchengrössenbereich von weniger als 17 um ausgesiebten Pulverkörnchen, obwohl infolge des Zusatzes von Kohlenstoff-Fasern dieses Verhältnis eher in Richtung auf 90-95 Gew.-% reguläre.Körnchen und 5-10 Gew.-% der zweitgenannten Körnchenfraktion hin verschoben wird. Bei Anwendung der vorstehend beschriebenen Formulierung der pulverförmigen polymeren Komponente ergibt sich etwa die folgende gewichtsmässige Zusammensetzung der gesamten pulverförmigen polymeren Komponente, bezogen auf deren Gesamtgewicht:

80-100 Gew.-%, vorzugsweise 87,25 Gew.-%, polymeres Methylmethacrylat;

9-11 Gew.-%, vorzugsweise 10 Gew.-%, Bariumsulfat USP;

1,8-2,2 Gew.-%, vorzugsweise 2 Gew.-%, Hochmodul-Kohlenstoff-Fasern;

0,5-1,0 Gew.-%, vorzugsweise 0,75 Gew.-%, Benzoylperoxid;

bei einem Feuchtigkeitsgehalt von höchstens 1 Gew.-%.

Die Kohlenstoff-Verstärkungsfasern stellen somit ungefähr 2 Gew.-% des Gesamtgewichtes der pulverförmigen polymeren Komponente dar. Die Kohlenstoff-Fasern selbst sind vorzugsweise ein Typ, der von der «Great Lake Carbon Corporation» bezogen werden kann. Dieser Typ Kohlenstoff-Fasern trägt die Handelsmarke «Fortafil», obwohl auch andere, praktisch äquivalente Kohlenstoff-Fasern verwendet werden können. Die Länge dieser Fasern liegt im Bereich von 0,79-7,14 mm und deren Querschnitt ist hanteiförmig, so dass dieFasern einen grösseren und einen kleineren Durchmesser aufweisen, wobei der grössere Durchmesser höchstens 15 [im und der kleinere Durchmesser mindestens 6 um beträgt.

Es ist zu beachten, dass die Kohlenstoff-Verstärkungsfasern in der trockenen, pulverförmigen polymeren Komponente dispergiert sind. Dies ermöglicht Vormischung und Verpackung der Verstärkungsfasern mit der pulverförmigen Komponente und steht im Gegensatz zu der in der US-PS 4064566 beschriebenen

Methode, nach welcher die flüssige und die pulverförmige Komponente zu einer Aufschlämmung vermischt und dieser Auf-schlämmung dann die Kohlenstoff-Verstärkungsfasern zugesetzt werden, so dass nach dieser Methode die Fasern erst dann 5 beigemischt werden, wenn die flüssige und die pulverförmige Komponente für die Herstellung des Knochenzementes vor dessen Gebrauch vermischt werden. Durch die Vormischung der Verstärkungsfasern mit der pulverförmigen polymeren Komponente können diese Fasern gleichmässiger dispergiert werden, io und dem Operateur wird der Versuch erspart, die Fasern selbst beizumischen und gleichmässig im Gemisch zu verteilen. Das Vormischen der Verstärkungsfasern mit der pulverförmigen polymeren Komponente ist wirksamer und besser geeignet für die industrielle Herstellung des Produktes in grossem Massstab. 15 Der erfindungsgemässe, mit Hochmodul-Kohlenstoff-Fasern verstärkte Knochenzement niedriger Viskosität zeigt immer noch die vorstehend beschriebenen Viskositätseigenschaften, indem das nach Mischen der flüssigen monomeren mit der pulverförmigen Komponente erhaltene Zementgemisch bei 20 20° C eine Viskosität von weniger als 150 Pa-s, vorzugsweise von weniger als 100 Pa-s, aufweist und diese während mindestens 6 und höchstens 7 min nach Beginn des Mischens der Komponenten beibehält. Dieser Knochenzement ist hinsichtlich seiner Festigkeit durch die Hochmodul-Kohlenstoff-Fasern verstärkt 25 und zeigt trotzdem die Vorteile eines niedrigviskosen Knochenzementes, wie Eindringung in das Bälkchengefüge des Knochens für eine wirksamere Knochen/Zement-Bindung sowie leichte und wirksame Verarbeitbarkeit unter Verwendung einer Kno-chenzement-Einspritzpistole während längerer Anwendungs-30 dauer.

Die vorstehend beschriebene Erfindung bezieht sich auf einen Knochenzement niedriger Viskosität, der zu wirksamem Eindringen in das B älkchengefüge des Knochens zur Bildung einer festeren Grenzfläche zwischen Zement und Knochen für das 35 Einsetzen und Fixieren einer Prothese in lebenden Knochen unter Verwendung von Knochenzement befähigt ist. Der beschriebene Knochenzement niedriger Viskosität erleichtert auch die Verwendung von Knochenzement-Einspritzpistolen ohne die bei Verwendung von Knochenzement mit kürzerer, für 40 das Erreichen des Teigzustandes benötigter Zeitdauer, die somit schneller steif werden, in einer Einspritzpistole auftretenden Probleme. Der beschriebene Knochenzement ist nicht für digitale Anwendung, sondern spezifisch für die Verwendung mittels einer Einspritzpistole vorgesehen. Im vorstehenden wurde die 45 Erfindung anhand bevorzugter Ausführungsformen erläutert, wobei es für den Fachmann erkenntlich ist, dass im definierten Rahmen der Erfindung verschiedene Modifizierungen vorgenommen werden können.

M

1 Blatt Zeichnungen

Claims

646 721 PATENTANSPRÜCHE

1. Zweikomponenten-Knochenzement auf Acrylbasis mit einer flüssigen monomeren und einer pulverförmigen polymeren Komponente, wobei das Verhältnis der flüssigen zur pulverförmigen Komponente, ausgedrückt in ml bzw. g, 1:2 beträgt, dadurch gekennzeichnet, dass die flüssige Komponente monomeres Methylmethacrylat und die pulverförmige polymere Komponente mindestens 80 Gew.-% pulverförmiges polymeres Methylmethacrylat enthält, wovon 85-95 Gew.-% der Pulverkörnchen eine maximale durchschnittliche Teilchengrösse von 25 um aufweisen und 5-15 Gew.-% der Pulverkörnchen entweder eine aufgerauhte und aufgebrochene Oberfläche oder eine Teilchengrösse von höchstens 17 |xm aufweisen, und dass in der pulverförmigen polymeren Komponente, bezogen auf deren Gesamtgewicht 1,8-2,2 Gew.-% Hochmodul-Kohlenstoff-Fasern eines Durchmessers von 6-15 [im und einer Länge von 0,79-7,14 mm dispergiert sind, wobei das Gemisch aus der flüssigen und pulverförmigen Komponente während mindestens 6 min bei 20° C eine Viskosität von weniger als 150 Pa-s aufweist und innert 10 bis höchstens 11 min zu einem vollständig harten Knochenzement härtet.

2. Knochenzement nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die flüssige monomere Komponente 96,2-98,3 Vol.-% monomeres Methylmethacrylat und 2,5-3,0 Vol.-% N,N-Dime-thyl-p-toluidin enthält.

3. Knochenzement nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die pulverförmige polymere Komponente neben dem Gemisch von pulverförmigem polymerem Methylmethacrylat und den Hochmodul-Kohlenstoff-Fasern noch 0,5-1,0 Gew.-% Benzoylperoxid enthält und ausserdem einen Feuchtigkeitsgehalt von höchstens 1 Gew.-% aufweisen kann.

4. Knochenzement nach Anspruch 1 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass die pulverförmige polymere Komponente zusätzlich 9-11 Gew.-% Bariumsulfat USP enthält, um den gehärteten Knochenzement röntgenundurchlässig zu machen.

5. Knochenzement nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in der pulverförmigen polymeren Komponente die 5-15 Gew.-% der Pulverkörnchen aus polymerem Methylmethacrylat eine Teilchengrösse von 13 bis 17 um aufweisen.