DE102007052116B4

DE102007052116B4 - Einkomponenten-Knochenzementpasten, deren Verwendung und Verfahren zu deren Aushärtung

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Publication number: DE102007052116B4
Application number: DE102007052116A
Authority: DE
Inventors: Dr. Vogt Sebastian; Dr. Büchner Hubert
Original assignee: Heraeus Medical GmbH
Current assignee: Heraeus Medical GmbH
Priority date: 2007-10-22
Filing date: 2007-10-30
Publication date: 2013-02-21
Anticipated expiration: 2027-10-31
Also published as: JP2009101160A; US9387275B2; EP2052747B1; JP5268558B2; AU2008230047B2; EP2052747A3; DE102007052116A1; EP2052747A2; US20090105144A1; AU2008230047A1

Abstract

Einkomponenten PMMA-Knochenzementpaste enthaltend AI mindestens ein radikalisch polymerisierbares Methacrylatmonomer, AII mindestens ein in AI lösliches Polymer und AIII mindestens ein in AI nicht lösliches partikuläres Polymer mit einer Partikelgröße kleiner 500 μm.

Description

Gegenstand der Erfindung sind Einkomponenten-Knochenzementpasten, deren Verwendung und Verfahren zu deren Aushärtung.
PMMA-Knochenzemente sind seit Jahrzehnten bekannt und gehen auf die grundlegenden Arbeiten von Sir Charnley zurück (Charnley, J.: Anchorage of the femoral head prosthesis of the shaft of the femur. J. Bone Joint Surg. 42 (1960) 28–30.). Der Grundaufbau der PMMA-Knochenzemente ist seit dem prinzipiell gleich geblieben. PMMA-Knochenzemente bestehen aus einer flüssigen Monomerkomponente und einer Pulverkomponente. Die Monomerkomponente enthält im Allgemeinen das Monomer Methylmethacrylat und einen darin gelösten Aktivator (N,N-Dimethyl-p-toluidin). Die Pulverkomponente besteht aus einem oder mehreren Polymeren, die auf Basis von Methylmethacrylat und Comonomeren, wie Styren, Methylacrylat oder ähnlichen Monomeren durch Polymerisation, vorzugsweise Suspensionspolymerisation, hergestellt sind, einem Röntgenopaker und dem Initiator Dibenzoylperoxid. Beim Vermischen der Pulverkomponente mit der Monomerkomponente entsteht durch Quellung der Polymere der Pulverkomponente im Methylmethacrylat ein plastisch verformbarer Teig. Gleichzeitig reagiert der Aktivator N,N-Dimethyl-p-toluidin mit dem Dibenzoylperoxid, dass unter Bildung von Radikalen zerfällt. Die gebildeten Radikalen initiieren die radikalische Polymerisation des Methylmethacrylates. Mit fortschreitender Polymerisation des Methylmethacrylates erhöht sich die Viskosität des Zementteigs bis der Teig erstarrt und damit ausgehärtet ist.
Grundlegende mechanische Anforderungen an PMMA-Knochenzemente, wie 4-Biegefestigkeit, Biegemodul und Druckfestigkeit, sind in der ISO 5833 beschrieben. Für den Anwender der PMMA-Knochenzemente ist die Eigenschaft der Klebfreiheit des Knochenzementes von wesentlicher Bedeutung. Der Begriff Klebfreiheit ist in der ISO 5833 definiert. Die Klebfreiheit zeigt bei konventionellen PMMA-Knochenzementen an, dass der Zement nach dem Vermischen der Komponenten durch Quellung der im Zementpulver enthaltenen Polymere im Monomer die Verarbeitungsphase erreicht hat. Grundsätzlich muss ein PMMA-Knochenzement klebfrei sein, damit der Anwender den Zement formen und applizieren kann. Der PMMA-Knochenzement darf nicht an den Handschuhen und an Applikationshilfen, wie Mischsystemen, Tiegeln oder Spateln kleben.
Ein Nachteil der konventionellen PMMA-Knochenzemente für den Zementproduzenten besteht darin, dass sowohl die Pulverkomponente als auch Monomerkomponente jeweils doppelt steril verpackt hergestellt werden müssen. Das bedeutet, es sind mindestens vier sterile Packmittel für eine Knochenzementpackung notwendig.
Ein weiterer Nachteil der bisherigen PMMA-Knochenzemente für den medizinischen Anwender besteht darin, dass die flüssige Monomerkomponente mit der Pulverkomponente unmittelbar vor der Zementapplikation in einem Mischsystem oder in Tiegeln vermischt werden muss. Dabei können leicht Mischungsfehler auftreten, welche die Zementqualität negativ beeinflussen können. Nach der Vermischung der Monomerkomponente mit der Pulverkomponente muss je nach Zementtyp eine gewisse Zeit gewartet werden, bis der Zementteig klebfrei ist und appliziert werden kann. Danach hat der Anwender eine mehr oder weniger kurze Verarbeitungszeit zur Verfügung in der Totalendoprothesen positioniert werden können oder Knochenkavitäten wie bei der Kyphoplastie und Vertebroplastie aufgefüllt werden können. Während der Verarbeitungszeit verändert sich die Viskosität des Zementteigs infolge der zunehmenden Quellung der Polymerpartikel im Monomer und der fortschreitenden Polymerisation des Monomers. Die relativ kurze Verarbeitungszeit ist ein wesentlicher Nachteil der bisherigen Knochenzemente. Besonders nachteilig sind kurze Verarbeitungszeiten bei der Kyphoplastie und Vertebroplastie. Wünschenswert wäre ein Zement, insbesondere für die Vertebroplastie und Kyphoplastie, bei dem die Viskosität des Zementteigs während der Zementapplikation zeitlich konstant bleibt. Der Zement sollte sofort ohne zusätzliche Wartephase nach der Applikation gezielt ausgehärtet werden können.
Die US 2007/0197683 A1 offenbart selbstätzende Dentaladhäsive, die ein polymerisierbares (Meth)acrylsäure(anhydrid), ein copolymerisierbares multifunktionelles (Meth)acrylat, einen copolymerisierbaren Verdünner, wie Diethylenglycol(meth)acrylat, und ein Härtungssystem aufweisen.
Die DE 3441564 A1 beschreibt ein Verfahren zum Verkleben der Metallflächen einer Adhäsivbrücke mit dem Zahnschmelz durch Auftragung und Aushärtung eines methacrylsäureesterhaltigen Klebstoffs.
Die WO 87/00058 A1 offenbart einen Knochenzement, der eine flüssige polymerisierbare Phase enthält, die auf einem Diacrylat oder Dimethacrylat basiert.
Die US 4657941 A offenbart einen lagerstabilen biokompatiblen Klebstoff, der einen phosphorhaltigen Adhäsionspromoter enthält.
Die EP 1502569 A1 beschreibt ein selbstätzendes Dentalmaterial, das eine Säurekomponente, ein polymerisierbares Monomer, einen Füllstoff, eine oxidierbare Substanz und eine reduzierbare Substanz aufweist.
Die Aufgabe der Erfindung besteht deshalb darin, einen PMMA-Knochenzement zu entwickeln, der die Nachteile der bekannten PMMA-Knochenzemente mindert oder beseitigt.
Der zu entwickelnde PMMA-Knochenzement soll insbesondere in einer Form für den Anwender bereitgestellt werden, dass ein umständliches, mit vielen Fehlermöglichkeiten behaftetes Vermischen von Zementkomponenten vermieden wird. Der Knochenzement soll möglichst einfach applizierbar sein. Der Zement soll so bereitgestellt werden, dass eine Wartephase bis zur Erreichung der Klebfreiheit nicht notwendig ist. Der Zementteig muss eine solche Viskosität und Kohäsion aufweisen, dass er dem Blutungsdruck bis zur Aushärtung standhält. Weiterhin soll die Belastung der Anwender durch Monomerdämpfe weitgehend vermieden werden. Eine weitere Aufgabe besteht darin, dass der PMMA-Knochenzement durch eine äußere Einwirkung gezielt zur Aushärtung gebracht werden kann.
Die Aufgabe der Erfindung wird durch Einkomponenten-Knochenzementpasten nach Anspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen ergeben sich aus den weiteren Ansprüchen.
Bevorzugte Komponenten der Knochenzementpasten sind:

AI. mindestens ein radikalisch polymerisierbares, Methacrylatmonomer;
AII. mindestens ein in AI lösliches Polymer;
AIII. mindestens ein in AI nicht lösliches partikulären Polymer mit einer Partikelgröße kleiner 500 μm;
AIV. mindestens ein aktivierbarer Initiator, insbesondere mindestens ein radikalbilden der Initiator oder mindestens ein in AI löslicher, thermisch zerfallender radikalischer Initiator;
AV. mindestens ein elektrisch leitfähiger Röntgenopaker, besonders als ferromagnetische Partikel.

Als Methacrylatmonomere sind difunktionelle Methacrylate bevorzugt, insbesondere Ethylenglykoldimethacrylat, Butan-1,3-diol-dimethacrylat, Butan-1,4-diol-dimethacrylat und Hexan-1,6-diol-dimethacrylat. Diese Monomere polymerisieren nach der Initiierung innerhalb sehr kurzer Zeit, und sie haben bei Normaldruck Siedepunkte von über 110°C und sind wenig flüchtig. Das Hexan-1,6-diol-dimethacrylat hat neben seinem hohen Siedepunkt noch den wesentlichen Vorteil, dass es in Wasser bei Raumtemperatur praktisch unlöslich ist. Es ist auch möglich, zusätzliche Monomere mit Haftgruppen in den PMMA-Knochenzement zu integrieren, wie z. B. Methacrylsäure-2-hydroxyethylester. Dadurch kann die Anbindung des PMMA-Knochenzementes an die Gelenkendoprothesen gezielt beeinflusst werden.
Als im Methacrylatmonomer/Methacrylatmonomeren lösliche Polymere sind Poly-methylmethacrylat-copolymere bevorzugt, besonders Poly-methylmethacrylat-co-methylacrylat und Poly-methylmethacrylat-co-styren.
Weiterhin sind vernetztes Poly-methylmethacrylat und vernetztes Poly-methylmethacrylat-co-methylacrylat als im Methacrylatmonomer/Methacrylatmonomeren nicht lösliches partikuläres Polymer bevorzugt.
Thermisch zerfallende Initiatoren sind dem Fachmann bekannt. Gängige Beispiele sind Peroxide wie Dibenzoylperoxid und Dilauroylperoxid, Bevorzugt sind Azoverbindungen, davon besonders 2,2'-Azobis(isobutyronitril). Daneben ist es auch möglich, andere Azo-Initiatoren zu verwenden, die eine geringere oder auch eine höhere Zerfallstemperatur als 2,2'-Azobis(isobutyronitril) besitzen.
Bevorzugte Gewichtsanteile im pastenförmigen Einkomponenten-Knochenzement sind 2,0–20,0 Gewichtsteile elektrisch leitfähiger Röntgenopaker; 25,0–45,0 Gewichtsteile Methacrylatmonomer/Methacrylatmonomere; 2,0–35,0 Gewichtsteile lösliche Polymere; 30,0–70,0 Gewichtsteile unlösliche Polymere und 0,5–4,0 Gewichtsteile thermisch zerfallender Initiator.
Als elektrisch leitfähige Röntgenopaker eignen sich besonders Partikel von Kobalt, Eisen, NdFeB, SmCo, Kobalt-Chrom-Stahl, Zirkonium, Hafnium, Titan, Titan-Aluminium-Silizium-Legierungen und Titan-Niobium-Legierungen mit einer Partikelgröße von 0,5–500 μm. In dem elektrisch leitfähigen Röntgenopaker können durch magnetische Wechselfelder Wirbelströme induziert werden. Es können auch im pastenförmigen Einkomponenten-Knochenzement zusätzliche konventionelle Röntgenopaker enthalten sein, insbesondere Zirkoniumdioxid, Bariumsulfat, Tantal und biokompatible Calciumsalze.
Besonders als elektrisch leitfähige Röntgenopaker bevorzugt sind ferromagnetische Partikel.
Es können zusätzlich pharmazeutische Wirkstoffe enthalten sein, besonders aus den Gruppen der Antibiotika, Hormone, Wachstumsfaktoren und Antiphlogistika. Als Antibiotika kommen vor allem Aminoglykosid-Antibiotika, Glykopeptid-Antibiotika, Fluorchonolon-Antibiotika, Lincosamid-Antibiotika und Oxazolidinon-Antibiotika in Betracht. Bevorzugt sind dabei Gentamicin, Tobramycin, Amikacin, Teicoplanin, Vancomycin, Ramoplanin, Dalbavancin, Moxifloxaxin, Ciprofloxacin, Lincosamin, Clindamycin und Linezolid bevorzugt. Die Antibiotika können in partikulärer oder auch in gelöster Form im pastenförmigen Einkomponenten-Knochenzement vorliegen.
Zusätzlich können auch ein oder mehrere biokompatible partikuläre oder im Methacrylatmonomer/Methacrylatmonomeren lösliche Elastomere enthalten sein, besonders Polybutadien-co-styrol. Dadurch ist es möglich, besonders schlagzähe und ermüdungsfeste Zemente herzustellen.
Weiterhin kann gegebenenfalls ein elektrisch leitfähiges Additiv zur Verbesserung der Kontaktierung der Röntgenopakerpartikel enthalten sein. Als solche Additive kommen nanopartikuläre Metallpartikel, leitfähige Polymere und Graphit in Betracht.
Erfindungsgemäße Knochenzementpasten können als selbsthärtende Kunststoffe zur Fixierung von primären Totalgelenkendoprothesen und von Revisions-Gelenkendoprothesen verwendet werden, ferner als selbsthärtende Füllmaterialien für die Vertebroplastie, Kyphoplastie und zur Femurhalsaugmentation, oder auch als selbsthärtende Implantatmaterialien zur Herstellung von lokalen Wirkstofffreisetzungssystemen. So ist es z. B. möglich, mit einem Antibiotikum enthaltenden erfindungsgemäßen PMMA-Knochenzement kugelförmige oder bohnenförmige Implantate zu formen, die als lokale Wirkstofffreisetzungssysteme eingesetzt werden können.
Die PMMA-Knochenzement-Paste kann auch zur Herstellung weiterer Einkomponenten-Knochenzementen eingesetzt werden. Dazu wird/werden vorteilhafterweise ein von außen zu aktivierender radikalischer Initiator, z. B. eine Photoinitiator oder ein Photoiniatorsystem in der PMMA-Knochenzementpaste gelöst oder suspendiert. Es ist auch möglich, einen Initiator oder Initiatoren dort vorzusehen, wo es vorübergehend zu Kontakt mit der Paste kommt, etwa in einem Behälterteil, einer Dosiervorrichtung oder einer Transportkanüle.
Die Erfindung betrifft auch ein Verfahren zur Aushärtung des pastenförmigen Einkomponenten-Knochenzementes, bei dem der pastenförmige Knochenzement einem magnetischen Wechselfeld mit einer Frequenz im Bereich von 500 Hz bis 50 kHz ausgesetzt wird. Es werden Wirbelströme im Röntgenopaker induziert, die zu einer Erwärmung des Opakers führen. Durch Wärmeübertragung wird auch der Initiator aufgeheizt und zum thermischen Zerfall gebracht. Die radikalische Polymerisation des Methacrylatmonomers/Methacrylatmonomeren setzt ein und führt zur Aushärtung des Zementes. Der besondere Vorteil der induktiven Erwärmung ist, dass sich nur elektrisch leitfähige Materialien infolge der Induktion von Wirbelströmen aufheizen können und, dass humanes Gewebe durch magnetische Wechselfelder nicht aufgeheizt wird.
Bei einem weiteren Verfahren zur Aushärtung des pastenförmigen Einkomponenten-Knochenzementes kann der pastenförmige Knochenzement durch Induktion bis zum Einsetzen des Zerfalls des Initiators erwärmt werden.
Daraus ergibt sich allgemein ein
Verfahren zum Härten von Pasten enthaltend
mindestens einen aktivierbaren Initiator, insbesondere mindestens ein radikalbildenden Initiator oder mindestens einen thermisch zerfallenden radikalischer Initiator; und
mindestens elektrisch leitfähige Partikel, besonders ferromagnetische Partikel,
wobei die Paste einem magnetischen Wechselfeld mit einer Frequenz im Bereich von 500 Hz bis 50 kHz ausgesetzt wird, oder
wobei die Paste durch Induktion bis zum Einsetzen des thermisch zerfallenden Initiators erwärmt wird. Dies kann besonders bei Dentalpasten Verwendung finden.
Die Erfindung wird durch nachstehende Beispiele erläutert, ohne jedoch die Erfindung einzuschränken. Teile und Prozentangabe beziehen sich wie in der übrigen Beschreibung auf das Gewicht, sofern nicht anders angegeben.
Beispiel 1
Pasten 1–5
Für die nachfolgend beschriebenen Pasten wurde ein partikuläres Poly-methylmethacrylat-co-methylacrylat (Molmasse ca. 800000; ca. 5–8% Methylacrylat-Anteil, Korngröße < 63 μm) verwendet, das als Polymer 1 bezeichnet wird. Dieses Polymer ist in Hexan-1,6-diol-dimethacrylat und in Butan-1,4-diol-dimethacrylat unlöslich. Weiterhin wurde ein Poly-methytmethacrylat-co-methylacrylat (Molmasse ca. 600000; ca. 50% Methylacrylat-Anteil) eingesetzt. Dieses Polymer ist in Hexan-1,6-diol-dimethacrylat und in Butan-1,4-diol-dimethacrylat löslich.

Es wurde zuerst jeweils das Polymer 2 in der entsprechenden Menge Hexan-1,6-diol-dimethacrylat gelöst. In diese Lösungen wurde dann das Polymer 1 durch Kneten bei Raumtemperatur eingebracht. Die Pasten waren klebfrei und streichfähig. Sie zeigten ab 48 Stunden nach der Herstellung keine Volumenveränderung mehr.

Pasten-Komponenten	Zusammensetzung
Pasten-Komponenten	Paste 1	Paste 2	Paste 3	Paste 4	Paste 5
Polymer 1	20,000 g	20,000 g	20,000 g	15,950 g	21,312 g
Polymer 2	1,785 g	1,190 g	0,833 g	2,392 g	1,588 g
Hexan-1,6-diol-dimethacrylat	10,115	10,710 g	11,067 g	13, 557 g	9,000

Beispiel 2
Pasten 6–10

Die Herstellung erfolgte analog der Pasten 1–5 jedoch mit Butan-1,4-diol-dimethacrylat.

Pasten-Komponenten	Zusammensetzung
Pasten-Komponenten	Paste 6	Paste 7	Paste 8	Paste 9	Paste 10
Polymer 1	20,000 g	20,000 g	20,000 g	15,950 g	21,312 g
Polymer 2	1,785g	1,190 g	0,833 g	2,392 g	1,588 g
Hexan-1,6-diol-dimethacrylat	10,115	10,710 g	11,067 g	13,557 g	9,000

Die Pasten waren klebfrei und streichfähig. Sie zeigten ab 48 Stunden nach der Herstellung keine Volumenveränderung mehr.
Beispiel 3
Zweikomponenten-Pastenzement

Die Herstellung erfolgte analog der Pasten 1–10 auf Basis der Rezeptur von Paste 1. Es wurde hierbei jedoch das Initiationssystem CaCHEBA (Calciumsalz der 1-Cyclohexyl-5-ethyl-barbitursäure)/Kupfercarbonat/ALIQUAT/2-Ethyl-hexansäure verwendet. Die Pasten A und B waren klebfrei, streichfähig und visuell homogen.

Pasten-Komponenten	Zusammensetzung
	Paste A	Paste B
Polymer 1	4,998 g	5,250 g
Polymer-Lösung	3,500 g	3,500 g
Zirkoniumdioxid-Kupfercarbonat-Gemisch	1,002 g	-
Zirkoniumdioxid	-	1,000 g
CaCHEBA	0,500 g
2-Ethyl-hexansäure	-	0,200 g
ALIQUAT 336	-	0,050 g

Nach Vermischung der Komponenten A und B war die entstandene Paste ebenso problemlos formbar und streichfähig. Die Aushärtung setzte 2 Minuten und 50 Sekunden nach dem Vermischen ein.
Beispiel 4

Zweikomponenten-Pastenzement

Pasten-Komponenten	Zusammensetzung
Pasten-Komponenten	Paste A	Paste B
Degacryl 6690	4,998 g	5,250 g
Polymer-Lösung	3,500 g	3,500 g
Zirkoniumdioxid-Kupfercarbonat-Gemisch	0,501 g	-
Zirkoniumdioxid	0,501 g	1,000 g
GaCHEBA	0,500 g
2-Ethyl-hexansäure	-	0,200 g
ALIQUAT 336	-	0,050 g

Bei Degacryl 6690 handelt es sich um ein vernetztes Polymethylmethacrylat. Nach dem Vermischen der klebfreien Komponenten A und B entstand eine klebfreie Paste. Die Aushärtung setzte 4 Minuten und 5 Sekunden nach dem Vermischen der Komponenten A und B ein.
Beispiel 5

Für die folgenden Pasten werden ein Polymer 1 (Poly-methylmethacrylat-co-methylacrylat, Methacrylat-Anteil 2–10%, Molmasse ca. 800000) und ein Polymer 2 (Poly-methylmethacrylat-co-methylacrylat, Methacrylat-Anteil 40–50%, Molmasse ca. 800000, Partikelgröße < 63 μm) eingesetzt. Das Polymer 1 ist in Ethylenglykoldimethacrylat, Butan-1,4-diol-dimethacrylat und Hexan-1,6-diol-dimethacrylat löslich. Das Polymer 2 ist in Ethylenglykol-dimethacrylat löslich und nicht löslich in Butan-1,4-diol-dimethacrylat und in Hexan-1,6-dio-dimethacrylat. Weiterhin wurde das vernetzte Poly-methylmethacrylat Degacryl 6690 (Partikelgröße < 100 μm) eingesetzt. Das Monomer Ethylenglykoldimethacrylat (EGMA) wurde von der Firma Fluka bezogen und das Hexan-1,6-diol-dimethacrylat (HDMA) von der Firma Degussa. Als elektrisch leitfähiger Röntgenopaker wurde Eisenpulver (Fe-Pulver) und Kobaltpulver (Co-Pulver) mit einer Korngröße von ca. 100–200 μm eingesetzt. Weiterhin wurde handelsübliches 2,2'-Azobis(isobutyronitril) (AIBN) verwendet.

	Zusammensetzung
Paste	Röntgenopaker	Monomer	lösliches Polymer	Unlösliches Polymer	Initiator
11	1,50 g Fe-Pulver	3,50 g (HDMA)	0,35 g Polymer 1	4,45 g Polymer 2	0,2 g AIBN
12	1,50 g Fe-Puler	3,50 g (HDMA)	0,35 g Polymer 1	4,35 g Polymer 2	0,3 g AIBN
13	1,50 g Fe-Puler	3,50 g (HDMA)	0,35 g Polymer 1	4,25 g Polymer 2	0,4 g AIBN
14	1,50 g Co-Puler	4,0 g (EGMA)	0,35 g Polymer 2	3,95 g Degacryl 6690	0,2 g AIBN
15	2,00 g Co-Pulver	3,50 g (HDMA)	0,30 g Polymer 1	4,0 g Polymer 2	0,2 g AIBN

Die Zemente der Beispiele 11–15 stellen pastenförmige Massen dar, die problemlos streichbar und formbar sind. Die Aushärtung erfolgte mit Hilfe einer bei konventionellen Induktionsherden entlehnten Induktionsheizung (Spule mit Steuerungselektronik, Frequenz 25 kHz). Die Polymerisation setzte nach 30–40 Sekunden ein und führte zu stabilen Formkörpern.

Claims

Einkomponenten PMMA-Knochenzementpaste enthaltend AI mindestens ein radikalisch polymerisierbares Methacrylatmonomer, AII mindestens ein in AI lösliches Polymer und AIII mindestens ein in AI nicht lösliches partikuläres Polymer mit einer Partikelgröße kleiner 500 μm.
Knochenzementpaste nach Anspruch 1, enthaltend AIV mindestens einen aktivierbaren Initiator.
Knochenzementpaste nach Anspruch 2, enthaltend AIV mindesteris einen in AI löslichen, thermisch zerfallenden radikalischen Initiator AV mindestens einen elektrisch leitfähigen Röntgenopaker.
Knochenzementpaste nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass als Komponente AV Partikel von Kobalt, Eisen, NdFeB, SmCo, Kobalt-Chrom-Stahl, Zirkonium, Hafnium, Titan, Titan-Aluminium-Silizium-Legierungen und Titan-Niob-Legierungen mit einer Partikelgröße von 0,5–500 μm vorhanden sind.
Knochenzementpaste nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, wobei als Komponente AV ferromagnetische Partikel vorhanden sind.
Knochenzementpaste nach mindestens einem der Ansprüche 1–5, wobei Komponente AI destillierbar ist.
Knochenzementpaste nach mindestens einem der vorstehenden Ansprüche 1–5, wobei Komponente AI einen Siedepunkt über 110°C besitzt.
Knochenzementpaste nach mindestens einem der vorstehenden Ansprüche 1–7, wobei ein Gewichtsverhältnis von 25–50 Gewichtsteilen Methacrylatmonomer/Methacrylatmonomeren zu 2–35 Gewichtsteilen lösliche Polymere zu 40–70 Gewichtsteilen im Methylmethacrylatmonomer/Methylmethacrylatmonomeren unlösliches Polymer vorliegt, so daß die Paste klebfrei ist und ahne Volumenveränderung gelagert werden kann.
Knochenzementpaste nach mindestens einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Polymer AII den Poly-methylmethacrylat-copolymeren angehört.
Knochenzementpaste nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Polymer AII Poly-methylmethacrylat-co-methylacrylat oder Poly-methylmethacrylat-co-styren ist.
Knochenzementpaste nach einem der Ansprüche 1–10, dadurch gekennzeichnet, dass das Polymer AIII vernetztes Poly-methylmethacrylat oder vernetztes Poly-methylmethacrylat-co-methylacrylat ist.
Knochenzementpaste nach mindestens einem der vorstehenden Ansprüche 1–11, dadurch gekennzeichnet, dass als Methacrylatmonomer mindestens ein difunktionelles Methacrylat enthalten ist.
Knochenzementpaste nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass als Methacrylatmonomer mindestens ein Mitglied der Gruppe bestehend aus Ethylenglykoldimethacrylat, Butan-1,3-diol-dimethacrylat, Butan-1,4-diol-dimethacrylat und Hexan-1,6-diol-dimethacrylat enthalten ist.
Knochenzementpaste nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass als Komponente AIV mindestens ein Barbitursäurederivat enthalten ist.
Knochenzementpaste nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein Akzelerator enthalten ist.
Knochenzementpaste nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass als Akzelerator mindestens ein organisches Kupfer(II)-salz enthalten ist.
Knochenzementpaste nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein weiterer Röntgenopaker enthalten ist
Knochenzementpaste nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenopaker der Gruppe bestehend aus Zirkoniumdioxid, Bariumsulfat, Tantal und biokompatiblen Calciumsalzen entstammt.
Knochenzementpaste nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein pharmazeutischer Wirkstoff aus den Gruppen der Antibiotika, Hormone, Wachstumsfaktoren und Antiphlogistika enthalten ist.
Knochenzementpaste nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass bis zu 20 Gewichtsteile mindestens eines biokompatiblen partikulären oder im Methacrylatmonomer/Methacrylatmonomeren löslichen Elastomers enthalten sind.
Knochenzementpaste nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, dass Polybutadien und/oder Poly-butadien-co-styrol enthalten ist/sind.
Verwendung einer Knochenzementpaste nach mindestens einem der Ansprüche 1–21 zur Herstellung eines Mittels zur Fixierung von Totalendoprothesen und Revisionsendoprothesen.
Verwendung einer Knochenzementpaste nach mindestens einem der Ansprüche 1–21 zur Herstellung eines selbsthärtenden Füllmaterials für die Vertebroplastie, Kyphoplastie oder Femurhalsaugmentation.
Verwendung einer Knochenzementpaste nach mindestens einem der Ansprüche 1–21 zur Herstellung von lokalen Wirkstofffreisetzungssystemen.
Verfahren zur Aushärtung einer Knochenzementpaste nach einem der Ansprüche 1–21, bei dem die Knochenzementpaste einem magnetischen Wechselfeld mit einer Frequenz im Bereich von 500 Hz bis 50 kHz ausgesetzt wird.
Verfahren zur Aushärtung einer Knochenzementpaste nach mindestens einem der Ansprüche 1–21, bei dem die Knochenzementpaste durch Induktion bis zum Einsetzen des Zerfalls des Initiators AIV erwärmt wird.