DE2910335C2 - Zahnmedizinisches oder chirurgisches Implantat - Google Patents
Zahnmedizinisches oder chirurgisches ImplantatInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein zahnmedizinisches oder chirurgisches Implantat mit einer Oberfläche für die
Bindung an das Knochengewebe eines Empfängers.
Biologisch aktive Gläser und Glaskeramiken auf Siliciumdioxid (Silica)-Basis sind an sich bekannt. Diese
Materialien sind dadurch charakterisiert, daß sie die Fähigkeit haben, in vivo mit Knochengewebe eine direkte
chemische Bindung mit einer ausgezeichneten Festigkeit auszubilden. Die Bindungsfestigkeit hängt nicht so sehr
von dem Grad der Kristallinität des biologisch aktiven Materials ab. Die Verwendung einer teilweise oder
vollständig kristallisierten Glaskeramik ist jedoch häufig bevorzugt, weil durch die Entglasung (Uevitrifizierung)
die Festigkeit des biologisch aktiven Materials selbst ansteigt
Es wurde nun bereits vorgeschlagen, die verschiedensten zahnmedizinischen und chirurgischen Implantate für
die zementfreie Implantation aus diesen biologisch aktiven Gläsern und Glaskeramiken und aus festeren
Materialien, wie z. B. Aluminiumoxid und damit beschichteten chirurgischen Implantatlegierungen herzustellen.
Die bekannten biologisch aktiven Gläser und Glaskeramiken auf Siliciumdioxidbasis enthalten im allgemeinen
40 bis 60 Gew.-% Siliciumdioxid als Gerüstbildner (Netzwerkbildner) sowie beträchtliche Gehalte an löslichen
Modifizierungsmitteln, wie Natriumoxid, Kaliumoxid, Calciumoxid, Magnesiumoxid, Phosphorpentoxid, Lithiumoxid
und Calciumfluorid. Ein Teil des Siliciumdioxids kann durch Boroxid ersetzt sein. Eine besonders
bevorzugte Zusammensetzung des bekannten Typs, als Zusammensetzung 45 S5 bezeichnet, enthält 45 Gew.-%
Siliciumoxid, 24,5 Gew.-% Natriumoxid, 24,5 Gew.-% Calciumoxid und 6 Gew.-°/o Phosphorpentoxid. Die
chemische Bindung zwischen einem biologisch aktiven Glas- oder Glas-Keramikmaterial und Knochengewebe
ist zu unterscheiden von der mechanischen Bindung, die durch das Hineinwachsen und Verwachsen von K no- i
chengewebe mit einer makroskopisch porösen Implantatoberfläche erzeugt wird. \
Es wurde bisher allgemein angenommen, daß ein biologisch aktives Glas- oder Glaskeramikmaterial die oben |
genannte Aktivität besitzt aufgrund seiner Oberflächenreaktivität in physiologischen Lösungen. Das heißt,
lösliche Ionen, wie z. B. die Natrium- und Calciumionen, werden aus dem Glas- oder Glaskeramikmaterial
selektiv ausgelaugt, was dazu führt, daß die umgebende physiologische Flüssigkeit stärker alkalisch wird. Die
alkalische Lösung greift dann das Glas- oder Glaskeramikmaterial an unter Bildung einer Silicagelschicht darauf.
An diese Silicagelschicht wird nach diesem vorgeschlagenen Mechanismus das neu entstehende Knochengewebe
gebunden [vgl. L L. Hench, R. J. Splinter, W. C. Allen und T. K. Greenlee, »J. Biomed. Mater. Res. Symp.«,
Nr. 2 (Teil I), S. 117-141 (1971); L L Hench und H. A. Paschall, »J. Biomed. Mater. Res. Symp.«, Nr. 4, S. 25-42
(1973); LL. Hench und H.A. Paschall, »J. Biomed. Mater. Res. Symp.«, Nr. 5 (Teil I), S. 49-64 (1974); G.
Piotrowski, L L. Hench, W. C. Allen und G. J. Miller,»]. Biomed. Mater. Res. Symp.«, Nr. 6, S. 47-61 (1975); A. E.
Clark, LL. Hench und H.A. Paschall, »]. Biomed. Mater. Res.«, 10. S. 161-174 (1976); US-Patentschriften
39 19723,39 22 155.3981 736,39 87 499 und 40 31 571].
Es wurde nun ein neues zahnmedizinisches oder chirurgisches poröses Implantat mit einer Oberfläche für die
Bindung an das Knochengewebe eines Empfängers gefunden, wobei die bindende Oberfläche enthält oder
besteht aus einem biologisch verträglichen anorganischen Material mit einem Siliciumdioxidgehalt von mindestens
80 Gew.-%, das dadurch gekennzeichnet ist, daß das anorganische Material ein Glas-, Glaskeramik- oder
Keramikmaterial mit einer spezifischen Oberflächengröße von mindestens 80 m-Vg, einer Porosität von 10 bis 50
VoL-0Zb und einem durchschnittlichen Porendurchmesser von 200 bis 3000 nm ist.
Ein bevorzugter Gedanke der Erfindung liegt in Massen bzw. Zusammensetzungen bzw. Zubereitungen, die
eine poröse, an Siliciumdioxid reiche Oberfläche mit einer großen spezifischen Oberflächengröße besitzen oder
in der Lage sind, in vivo eine solche Oberfläche zu entwickeln, die feste, starke Bindungen gegenüber Knochengewebe
ausbilden. Diese Zusammensetzungen bzw. Zubereitungen stellen ausgezeichnete Materialien für zahnmedizinische
und chirurgische Implantate oder deren Überzüge dar. Zu Beispielen für solche Zusammensetzun- i
gen bzw, Zubereitungen gehören hochporöse Gläser und Glaskeramiken, die mindestens 80 Gew.-% Silicium- |
dioxid enthalten und bekannte, biologisch aktive Gläser und Glaskeramiken auf Siliciumdioxidbasis. Weder
Calcium- noch Natrium- noch Phosphorverbindungen sind notwendige Bestandteile derselben.
Die an Siliciumdioxid reiche Oberflächenschicht mit einer großen spezifischen Oberfläche (die 25 bis 100 μηι
dick ist) stellt offensichtlich eine riesige Anzahl von Zentren für die Abscheidung und Wechselwirkung von |
verschiedenen der organischen und anorganischen Komponenten des heilenden Knochengewebes zur Verfü- }
In der nachfolgenden Tabelle sind Daten für eine Reihe von nicht-porösen Gläsern des Siliciumdioxid-Calciumoxid-Natriumoxid-Phosphorpentoxid-Systems
angegeben. Die biologische Aktivität hängt stark ab von dem Siliciumdioxidgehalt, ist jedoch weniger abhängig von dem Gehalt an den übrigen drei Komponenten. Bei einem
Calciumoxid/Natriumoxid-Gewichtsverhältnis von 0,4 bis 2,5 und einem Phosphorpentoxid-Gehalt von 6
Gew.-% ,vurde eine Grenzlinie für die biologische Aktivität festgestellt, die zwischen 54 und 58 Gew.-°/o
Silixiumdioxid liegt Dieser Grenzbereich fällt auf 45 bis 55 Gew.-% Siliciumdioxid-Gehalt, wenn das Phosphorpentoxid
eliminiert wird. Der Einsatz von Natriumoxid durch Kaliumoxid hat nur einen geringen Einfluß auf die
biologische Aktivität Siliciumdioxid-Natriumoxid-GIäser, die mehr als etwa 78 Gew.-°/o Siliciumdioxid enthalten,
bilden keine Bindung gegenüber Knochengewebe aus. Das gilt auch für im wesentlichen reines Siliciumdioxidglas.
nicht-porose Glaszusammensetzung (Gew.-%) | CaO | Na2O | P2O5 | K2O | in vivo-Bindung Zunahme der Größe | E | 15 | I | 25 |
27,6 | 12,2 | 6,4 | 0 | an ein der spez. Oberfläche | I | ||||
SiO2 | 20,2 | 20,2 | 6,0 | 0 | Knochengewebe*) (B. E T.)b) | ■ | |||
53,8 | 12,8 | 28,0 | 63 | 0 | + 1 100 | ||||
53,6 | 2&Λ | 26,5 | 6,0 | 0 | + 7 060 | 20 | |||
53.0 | 24.ί | 24,5 | 6,0 | η | + 9 130 | 30 | |||
41,1 | 23,0 | 23,1 | 6,0 | 0 | + 16 800=) | ||||
45,0 | 21,6 | 21,6 | 6,0 | 0 | + 31 300 | ||||
47.9 | 17,8 | 17,8 | 6,0 | 0 | + 10 80O=) | ||||
50.8 | 25,1 | 9,8 | 6,4 | 0 | + 5 930=) | ||||
58,4 | 10,4 | 25,5 | 63 | 0 | - 200 | 35 I | |||
58,7 | 24,5 | 30.5 | 0 | 0 | - <20?) | I | |||
57,8 | 2\2 | 23,4 | 0 | 0 | - 860 | i | |||
45.0 | 21,8 | 0 | 5,3 | 33,0 | + 27 100 | ||||
55.4 | 0 | 40,7 | 0 | 0 | - 130=) | ||||
39,9 | 0 | 26.4 | 0 | 0 | + 59 700 | ||||
59,3 | 0 | 21,7 | 0 | 0 | d) <20«) | ||||
73,6 | 0 | 17,0 | 0 | 0 | ± <20ü) | ||||
78.3 | 0 | 0 | 0 | 0 | - <20s) | ||||
83.0 | -10=) | -20=) | 0 | 0 | - <20?) | ||||
100 | 1850 | 26.4 | 6.4 | 0 | - <20s) | ||||
~70Ό | - <20«) | ||||||||
48,3 | - 18 300=) | ||||||||
a) JO Tage nach der Implantation
b) nach lOlätiger in vitro-Einwirkung eines wäßrigen Tris(hydroxymethyl)aminomethan-Puffers bei einem ρ'-l-Wert von 7,2
undeinerTemperaturvon37°C
c) nach 24 Stunden in vitro
d) Implantat, aufgelöst in vivo
e) üblicher Soda-Kalk-Silicat-Mikroskop-Objektträger
0 CaO durch MgO ersetzt
0 CaO durch MgO ersetzt
g) bezogen auf den unteren Grenzwert der Empfindlichkeit der BET-Meßvorrichtung (0,01 m2)
Die Gläser der Tabelle wurden hergestellt durch Schmelzen einer Mischung aus Calcium-, Natrium- und
Kaliumcarbonaten, Phosphorpentoxid und 5 μιτι-Siliciumdioxid-Pulvern von Reagensqualität bei 1200 bis
!5000C, Gießen von scheibenförmigen Proben und anschließendes Glühen dieser Proben bei 450 bis 7000C.
Dann wurden 4 mm χ 4 mm χ 1 mm große Implantate für den Rattentibial-Miniausstoßiest für die in vivo-Bindung
an Knochengewebe, wie nachfolgend beschrieben, hergestellt. Die vorstehende Tabelle zeigt die starke
Abhängigkeit der biologischen Aktivität von der in vitro entwickelten Oberflächengröße. Wenn ein nicht-poröses
Glas dieses Systems zu viel S1O2 enthält, ist es nicht in der Lage, wie der in vitro-Test zeigt, in vivo eine für die
Bindung an ein Knochengewebe ausreichende Oberflächenschicht zu entwickeln. Die Werte für die spezifischen
Oberflächengrößen wurden erhalten unter Anwendung der B. E. T.-Stickstoffadsorptionsmethode auf bis zum
kritischen Punkt (CO2) getrocknete Glasproben und sie sind ausgedrückt durch Vielfache der Zunahme. Die
unabhängige direkte Messung der spezifischen Oberflächengröße zeigt, daß eine lOOOfache Zunahme der
Oberflächengröße für die Gesamtprobe einer Erzeugung einer spezifischen Oberflächengröße von etwa 80 m2/g
des trockenen Oberflächenschichtmaterials entspricht.
Das Vorliegen oder das Fehlen einer Bindung gegenüber Knochengewebe wurde bestimmt unter Anwendung
des bekannten Rattentibial-Miniausstoßtests. In diesem Test wird das folgende Verfahren angewendet:
4 mrn χ 4 mm χ 1. mm große Implantate wurden aus jeder getesteten Zusammensetzung bzw. Zubereitung hergestellt.
Jedes Implantat wurde unter Verwendung von 41 mm, 32 mm und 14 mm Siliciumcarbid-Polierscheiben
naßpoliert. Auf ein letztes Polieren mit einer 14 mm Scheibe folgte eine 2minütige Ultraschallreinigung in
Aceton von Reagensqualität. Die Implantate wurden dann in chirurgische Tücher eingehüllt und mit Äthylendioxidgas
sterilisiert. Als Versuchstiere wurden männliche Sprague-Dawley-Ratten der 150 bis 300 g-Gewichtsklassc
verwendet. Zum Anästhesieren der Tiere wurde Natriumpentabarbital intraperitoneal verabreicht. Um eine
Bronchialkongestion zu verhindern, wurden 0,1 cm3 Atropin subkutan injiziert. Auf der vorderen Oberfläche des
Unken Hinterbeines wurde vom Knie bis zur Mitte des Schienbeins (Tibia) nach unten ein Einschnitt vorgenommen.
Die Peronäalmuskcln auf der Seitenfläche des Schienbeins wurden an ihrer Anwachsstelle von dem
Knochen weggeschnitten. Die vordere Tibialis und die gemeinsamen Extensoren wurden von dem mittleren
Abschnitt des Schienbeins (Tibia) getrennt. Zur Herstellung eines Schlitzes in den seitlichen und mittleren
Cortices des vorderen Randes des Schienbeins (Tibia) wurde ein Hall II-Bohrer mit einem Carbidspitzen-Zahnbohrer
mittels komprimiertem Stickstoffgas verwendet Die Implantate wurden in diese öffnung eingeführt und
der Einschnitt wurde geschlossen. Die relativen Dimensionen des Implantats und des Schienbeins waren so, daß
das Implantat auf jeder Seite des Schienbeins nach der Implantation etwas vorstand. Der Test zur Bestimmung
der Bindung an Knochengewebe 30 Tage nach der Implantation stellt einen zuverlässigen Test für das Bindungsvermögen
dar. Nach der Tötung des Tieres wurden die Testschiene aus jedem Tier herauspräpariert und von den
anhaftenden weichen Geweben befreit Die Fläche über den freiliegenden Enden jedes Implantats wurde
untersucht und von Knochenüberwuchs gereinigt Dies wurde durchgeführt, um eine übermäßige mechanische
Störung zu verhindern.
Die mechanische Integrität der Bindung wurde dann getestet Um eine Ausstoßbelastung von etwa 30 Newton
auf das Implantat auszuüben, wurden modifizierte Gummipinzetten verwendet Wenn das Implantat bei der
angewendeten Belastung gegen Verschiebung beständig war, so hatte es den Mini-Ausstoßtest zur Bestimmung
der Bindung bestanden. Wenn irgendeine Bewegung zwischen dem Implantat und dem umgebenden Knochen
festgestellt wurde, dann hatte es den Bindungstest nicht bestanden.
Noch überraschender ist die Tatsache, daß gefunden wurde, daß Knochengewebe eine feste Bindung gegenüber
anorganischem biologisch verträglichem Material ausgebildet inklusive Gläsern und Glaskeramiken auf
Siliciumdioxid-Basis, jedoch ohne darauf beschränkt zu sein, wobei jedes vor der Implantation eine poröse, an
Siliciumdioxid reiche Oberflächenschicht mit mindestens einer minimalen spezifischen OberrHchengröBe aufweist
oder eine solche Oberflächenschicht in vivo entwickelt Das gemeinsame Merkmal dieser biologisch
aktiven Materialien (d. h. der Materialien, die in der Lage sind, in vivo eine feste chemische Bindung an
Knochengewebe zu bilden) besteht darin, daß dem wachsenden Knochengewebe die erforderliche poröse, an
Siliciumdioxid reiche Oberflächenschicht mit einer großen spezifischen Oberfläche zur Verfügung steht Abgesehen
von dem Ausmaße, in dem lösliche Modifizierungsmittel zu der Entwicklung der erforderlichen Oberflächenschicht
in vivo beitragen können, stellen weder Calcium- noch Natrium- noch Phosphorverbindungen
notwendige Bestandteile in einem biologisch aktiven Material dar. Die biologische Aktivität kann durch die
B. E-T.-Stickstoffadsorptionsanalyse des Materials selbst oder, wenn die erforderliche Oberflächenschicht in
vivo entwickelt wird, einer entsprechend dem vorstehend beschriebenen in vitro-Test behandelten Probe
vorausgesagt werden. Die Oberflächengröße wird hier in den Einheiten nrVg Oberflächenschichtmaterial,
bezogen auf das Trockengewicht angegeben. Wenn ein biologisch aktives Material sowohl lösliche Calciumionen
als auch lösliche Ionen, die Phosphor und Sauerstoff enthalten, enthält, können sich auf den äußersten
Abschnitten der an Siliciumdioxid reichen Oberflächenschicht sowohl bei dem vorstehend beschriebenen in
vivo-Test als auch bei dem vorstehend beschriebenen in vitro-Test schnell Calciumphosphat oder verwandte
Verbindungen abscheiden. Diese Abscheidung entsteht im allgemeinen aus Ionen, die durch das biologisch
aktive Material selbst gebildet werden, und sie scheint die in vivo-Aktivität zu begünstigen. Die Gegenwart einer
solchen Abscheidung beeinflußt die Ergebnisse der B. E. T.-Analyse, ausgedrückt durch die Zunahme der Oberflächengröße
nach der Reaktion, nicht wesentlich.
Der hit/ definierte Ausdruck »Glas« bezieht sich auf ein in erster Linie glasartiges anorganisches Material,
während der Ausdruck »Glaskeramik« sich auf ein Glas bezi- ht das zu 20 bis 100 Vol.-% devitrifiziert (entglast)
ist. Der Ausdruck »Zement« bezieht sich auf eine Zusammensetzung, die zum Befestigen verschiedener Formkörper
aneinander aufgrund ihrer Fähigkeit, auszuhärten, verwendet wird. Der Ausdruck »Keramik« bezieht
sich auf ein von einer Glaskeramik verschiedenes polykristallines Keramikmaterial.
Es ist wichtig, daß unterschieden wird zwischen der chemischen Bindung zwischen dem Knochengewebe und
einem biologisch aktiven Materia! und der mechanischen Bindung, die durch die Verfestigung (Einwachsen) von
wachsendem Knochengewebe innerhalb großer (10 bis 200 μηι großer) Oberflächenporen bestimmter bekannter
Implantatmaterialien erzeugt wird. Die direkte chemische Bindung zwischen Knochengewebe und den
biologisch aktiven Materialien, wie sie hier beschrieben sind, wird durch chemische Kräfte hervorgerufen und sie
wird allgemein so definiert, daß sie primäre (z. B. ionische, kovalente, epitaktische) und sekundäre (z. B. Van der
Waals, Wasserstoffbindung, London-Dispersionskraft) chemische Bindungen umfaßt Die Porosität der erforderlichen,
an Siliciumdioxid reichen Oberflächenschicht unterscheidet sich *on derjenigen der bereits vorhandenen
Implantate, die auf einer mechanischen Verfestigung (Vep··. a:hsung) zur Erzielung einer Bindung an Knochengewebe
basiert. Damit ein wesentliches Hineinwachsen von hartem Gewebe auftreten kann, ist ein Porendurchmesser
von mindestens etwa 50 μιη erforderlich. Erfindungsgemäß weia jedoch die aktive, an Siliciumdioxid
reiche Oberflächenschicht im allgemeinen Porendurchmesser auf, die nicht größer als etwa 30 000 nm sind,
die zu klein sind, als daß ein wesentliches Hineinwachsen von wachsendem Knochengewebe auftreten könnte.
Bei der vorliegenden Erfindung tritt daher nicht der bekannte Nachteil der mechanischen Verfestigung in einem
porösen Substrat, d. h. die Abnahme der Festigkeit als Folge des Hohlrauinanteils, der durch das wachsende
Knochengewebe nicht besetzt wird, auf.
Der hier verwendete Ausdruck »zahnmedizinische Implantate« bezieht sich beispielsweise auf künstliche
Zähne, Kronen, Inlays und dgl. Der hier verwendete Ausdruck »chirurgische Implantate« bezieht sich auf
Knochenmängei; Knochenplatten, Knochenersetzprothesen, prothetische Vorrichtungen, wie z. B. Hüft- und
andere Gelenkprothesen oder irgendwelche anderen chirurgischen Implantate oder Prothesen, die direkt mit
dem Knochengev'ebe des Empfängers verbunden werden müssen. Natürlich muß das in jedem Einzelfalle
verwendete biologisch aktive Material biologisch verträglich sein und geeignete physikalische Eigenschaften,
wie z. B. eine ausreichende Festigkeit, Abriebsbeständigkeit, Ermüdungsbeständigkeit, einen ausreichenden
Elastizitätsmodul, eine ausreichende Duktilität und dgl. für den jeweiligen Verwendungszweck besitzen. Der hier
verwendete Ausdruck »biologisch verträglich« bedeutet, daß das Material in dem biologischen in vivo-System,
in dem es verwendet werden soll, !sieht verträglich oder nicht-toxisch ist und den Knochenwachstumsprozeß
nicht nachteilig beeinflußt. Die letzte Spalte der obigen Tabelle zeigt, daß mindestens unter bestimmten Umständen
ein Ersatz von Calciumoxid durch Magnesiumoxid ein Material auf Siliciumdioxidbasis biologisch unverträgljch
machen kann, möglicherweise weil das Ca : Mg-Verhältnis in den umgebenden Körperflüssigkeiten
wesentlich verändert wird.
Die gesamte Bindungsoberfläche eines Implantats, d. h. die mit dem Knochengewebe des Empfängers für die
Bindung an dasselbe in Kontakt stehende Oberfläche muß biologisch verträglich sein. In einigen Fällen kann
jedoch ein Teil der Bindungsoberfläche biologisch verträglich, aber inaktiv sein. So umfaßt die vorliegende
Erfindung beispielsweise auch ein Implantat, das aus einem phasengetrennten Glas- oder Glaskeramikmaterial
besteht oder damit beschichtet ist, in dem sowohl aktive (mit einer in vivo entwickelten großen spezifischen
Oberfläche) als auch inaktive (mit einer in vivo entwickelten kleinen spezifischen Oberfläche) Bereiche vorliegen.
Die vorliegende Erfindung umfaßt auch ein Implantat, bei dem ein Teil der Oberfläche desselben, der mit dem
Knochengewebe des Empfängers in Kontakt steht, beispielsweise ein biologisch verträgliches, jedoch inaktives
Metall oder Keramikmaterial ist.
Gemäß der vorliegenden Erfindung enthält oder besteht die Bindungsoberfläche eines zahnmedizinischen
oder chirurgischen Implantats aus einem biologisch verträglichen Glas-, Glaskeramik- oder Keramikmaterial,
das mindesten«! 80 fiew -% SiliriiimHinxirl pnthäjt unrj pinp spezifische Qberfiächengröße von mindestens
80 m2/g, eine Porosität von 10 bis 50 VoI-0Zo und einen durchschnittlichen Porendurchmesser von 20 bis 300 nm
aufweist, wobei einige Poren einen Durchmesser von bis zu etwa 30 000 nm besitzen. Es sei darauf hingewiesen,
daß die angegebenen Oberflächeneigenschaften in dem Oberflächenmaterial selbst vorliegen, bevor die in
vivo-Implantation durchgeführt wird. Es ist daher nicht erforderlich, daß das Material oberflächenreaktiv ist
oder in physiologischen Lösungen bevorzugt ausgelaugt wird. Diese Beobachtung ist sehr überraschend und
unerwartet. Die Vorteile der Verwendung eines Glas-, Glaskeramik- oder Keramikmaterials gemäß diesem
Aspekt der Erfindung sind die geringen Kosten und die Tatsache, daß nur geringe Mengen (oder praktisch
nichts) von ionischen Materialien aus einem solchen Material in den Körper ausgelaugt werden. Es ist nicht
erforderlich, daß die Materialien gemäß diesem Aspekt der ErfindiK·^ Calcium- oder Phosphorverbindungen
enthalten. Eine Gruppe dieser Materialien besteht daher aus solchen, die, bezogen auf das Element, weniger als
etwa 1 Gew.-% Calcium und weniger als etwa 0,1 Gew.-°/o Phosphor enthalten. Eine andere Gruppe dieser
Materialien besteht aus solchen, die mindestens etwa 95 Gew.-% Siliciumdioxid, weniger als etwa 1 Gew.-%
Calcium und weniger als etwa 0,1 Gew.-% Phosphor enthalten. Gemäß einer anderen Ausführi/ngsform enthält
dieses Material, vorzugsweise ein Glas, mindestens etwa 80 Gew.-°/o Siliciumdioxid und bis zu etwa 20 Gew.-%
Boroxid. Ein Beispiel für ein brauchbares biologisch aktives Material ist Thirsty Glass, ein hochporöses Glas, das
im wesentlichen aus Siliciumdioxid und Boroxid besteht. Thirsty Glass ist das mit Säure ausgelaugte Produkt des
ursprünglichen phasengetrennten Borsilikatglases, aus dem es hergestellt wurde.
Ein chirurgisches oder zahnmedizinisches Implantat gemäß Erfindung kann ferner ein einheitliches Glas-.
Glaskeramik- oder Keramikplantat sein oder es kann bestehen aus einem Substratmaterial, das mit dem
biologisch aktiven Material beschichtet (überzogen) ist, oder irgendeine andere bekannte Konfiguration aufweisen.
Zur Herstellung von einheitlichen Implantaten, wie z. B. künstlichen Zähnen, können bekannte Gieß-,
Kristailisations- und Sinterverfahren angewendet werden. Wenn eine größere Festigkeit erforderlich ist als sie
von dem biologisch aktiven Material selbst geboten wird, können bekannte Verfahren zum Beschichten eines
Metallsubstrats eines nicht-biologisch aktiven Keramik- oder anderen Substrats angewendet werden, z. B.
Brenn-Immersions-, Auftrags- plus Sinter-Flammspritzverfahren und dergleichen.
Wenn ein Glaskeramiküberzug erwünscht ist, kann die Entglasung (Devitrifikation) entweder vor oder nach
dem Beschichten des Substrats unter Anwendung bekannter Verfahren durchgeführt werden. Ein Implantat, das
enthält oder besteht beispielsweise aus einem Borsilikatglaskörper oder -überzug, bei dem nur die Oberfläche
des Körpers oder Überzugs ausgelaugt worden ist, um diese Oberfläche biologisch aktiv zu machen, liegt
ebenfalls innerhalb des Rahmens der vorliegenden Erfindung.
Die Erfindung wird durch die folgenden Beispiele näher erläutert, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein.
Es wurden Implantate aus Thirsty Glass einer Größe von 4 mm χ 4 mm χ 1 mm hergestellt und mit 32 mm und
14 mm Siliciumcarbid-Polierscheiben naß poliert Sie wurden dann in destilliertem Wasser mit Ultraschall
gereinigt und durch Aufkochen sterilisiert Die verwendeten Thirsty Glass-Probe bestand aus etwa 96 Gew.-°/o
Siliciumdioxid und etwa 4 Gew.-°/o Boroxid und hatte eine spezifische Oberflächengröße von 200 m2/g, eine
Porosität von 28 VoI.-°/o und einen durchschnittlichen Porendurchmesser von 400 nm. Die Implantate wurden
auf ihre Bindung an Knochengewebe in vivo unter Anwendung des bekannten Rattentibial-Miniausstoßverfahrens
hin getestet Zwischen dem Knochengewebe und den Implantaten wurde nach 8 oder 14 Tagen nach der
Implantation keine Bindung beobachtet 40 Tage nach der Implantation bestanden jedoch zwei Implantate von
zwei den Miniausstoßtest für die Bindung. Eines dieser Implantate wurde herausgeschnitten und die mikroskopische
Untersuchung zeigte, daß zwischen dem Thirsty Glass-Implantat und dem heilenden Knochen eine direkte
chemische Bindung entstanden war.
Claims (4)
1. Zahnmedizinisches oder chirurgisches poröses Implantat mit einer Oberfläche für die Bindung an das
Knochengewebe eines Empfängers, wobei die bindende Oberfläche enthält oder besteht aus einem biologisch
verträglichen anorganischen Material mit einem Siliciumdioxidgehalt von mindestens 80 Gew.-°/o,
dadurch gekennzeichnet, daß das anorganische Material ein Glas-, Glaskeramik- oder Keramikmaterial
mit einer spezifischen Oberflächengröße von mindestens 80m2/g, einer Porosität von 10 bis 50
Vol.-% und einem durchschnittlichen Porendurchmesser von 200 bis 3000 im ist.
2. Implantat nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Material weniger als 1 Gew.-°/o Calcium
und weniger als 0,1 Gew.-°/o Phosphor enthält.
3. Implantat nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Material mindestens 95 Gew.-%
Siliciumdioxid enthält
4. Implantat nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß das Material bis zu 20
Gew.-% Boroxid enthält.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US05/893,792 US4171544A (en) | 1978-04-05 | 1978-04-05 | Bonding of bone to materials presenting a high specific area, porous, silica-rich surface |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2910335A1 DE2910335A1 (de) | 1979-10-18 |
DE2910335C2 true DE2910335C2 (de) | 1986-11-13 |
Family
ID=25402097
Family Applications (2)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE2954180A Expired DE2954180C2 (de) | 1978-04-05 | 1979-03-16 | |
DE2910335A Expired DE2910335C2 (de) | 1978-04-05 | 1979-03-16 | Zahnmedizinisches oder chirurgisches Implantat |
Family Applications Before (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE2954180A Expired DE2954180C2 (de) | 1978-04-05 | 1979-03-16 |
Country Status (8)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4171544A (de) |
JP (1) | JPS54135496A (de) |
AU (1) | AU522940B2 (de) |
CA (1) | CA1117796A (de) |
DE (2) | DE2954180C2 (de) |
FR (1) | FR2421595A1 (de) |
GB (1) | GB2020197B (de) |
NL (1) | NL7902497A (de) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3717818A1 (de) * | 1986-05-28 | 1987-12-03 | Asahi Optical Co Ltd | Knochenprothesematerial und verfahren zu deren herstellung |
DE19858501A1 (de) * | 1998-12-18 | 2000-06-21 | Christopher Niedhart | Verfahren zur Herstellung eines Implantats |
Families Citing this family (99)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4259072A (en) * | 1977-04-04 | 1981-03-31 | Kyoto Ceramic Co., Ltd. | Ceramic endosseous implant |
JPS53144194A (en) * | 1977-05-20 | 1978-12-15 | Kureha Chemical Ind Co Ltd | Compound implanted material and making method thereof |
US4491987A (en) * | 1979-09-24 | 1985-01-08 | Clemson University | Method of orthopedic implantation and implant product |
FR2469916B1 (fr) * | 1979-11-26 | 1985-09-27 | Davidas Jean Paul | Procede de realisation d'artifices utilisables in-vivo et artifices realises par ce procede |
JPS573739A (en) | 1980-06-11 | 1982-01-09 | Nippon Kogaku Kk <Nikon> | Bioactive glass and glass ceramic |
JPS6034252Y2 (ja) | 1981-02-04 | 1985-10-12 | 株式会社ニコン | 歯科用インプラント |
DE3241589A1 (de) * | 1982-11-10 | 1984-05-17 | Pfaudler-Werke Ag, 6830 Schwetzingen | Implantate und verfahren zu deren herstellung |
DE3245956A1 (de) * | 1982-12-11 | 1984-06-14 | Beiersdorf Ag, 2000 Hamburg | Chirurgisches material |
DE3305572A1 (de) * | 1983-02-18 | 1984-08-23 | Ernst Leitz Wetzlar Gmbh, 6330 Wetzlar | Bioaktives implantatmaterial |
US4786555A (en) * | 1983-10-27 | 1988-11-22 | E. I. Du Pont De Nemours And Company | Support particles coated with or particles of precursors for or of biologically active glass |
US4608350A (en) * | 1983-10-27 | 1986-08-26 | E. I. Du Pont De Nemours And Company | Precursor solutions for biologically active glass |
JPS61201683A (ja) * | 1985-03-06 | 1986-09-06 | オリンパス光学工業株式会社 | 人工骨用複合材料 |
EP0388576B1 (de) * | 1989-03-23 | 1993-09-15 | Institut Straumann Ag | Metallisches Implantat |
US5344456A (en) * | 1989-06-06 | 1994-09-06 | Tdk Corporation | Materials for living hard tissue replacements |
US5074916A (en) * | 1990-05-18 | 1991-12-24 | Geltech, Inc. | Alkali-free bioactive sol-gel compositions |
US7208013B1 (en) | 1990-06-28 | 2007-04-24 | Bonutti Ip, Llc | Composite surgical devices |
US6203565B1 (en) | 1990-06-28 | 2001-03-20 | Peter M. Bonutti | Surgical devices assembled using heat bondable materials |
US5593425A (en) * | 1990-06-28 | 1997-01-14 | Peter M. Bonutti | Surgical devices assembled using heat bonable materials |
US5163960A (en) * | 1990-06-28 | 1992-11-17 | Bonutti Peter M | Surgical devices assembled using heat bondable materials |
US6464713B2 (en) * | 1990-06-28 | 2002-10-15 | Peter M. Bonutti | Body tissue fastening |
EP0672117A4 (de) * | 1992-08-13 | 1996-06-12 | Univ Pennsylvania | Bioaktive materialien zur in vitro inokkulation von zellen - nützlich als implantierbarer knochenersatz. |
JPH06116114A (ja) * | 1992-10-09 | 1994-04-26 | Nikon Corp | 骨充填材 |
US5814073A (en) * | 1996-12-13 | 1998-09-29 | Bonutti; Peter M. | Method and apparatus for positioning a suture anchor |
US5415547A (en) * | 1993-04-23 | 1995-05-16 | Loma Linda University | Tooth filling material and method of use |
US5642996A (en) * | 1993-10-20 | 1997-07-01 | Nikon Corporation | Endosseous implant |
KR100402637B1 (ko) | 1994-11-30 | 2004-04-03 | 임플랜트 이노베이션즈, 인코오포레이티드 | 이식물 표면을 제조하는 방법 |
US5863201A (en) | 1994-11-30 | 1999-01-26 | Implant Innovations, Inc. | Infection-blocking dental implant |
US6491723B1 (en) | 1996-02-27 | 2002-12-10 | Implant Innovations, Inc. | Implant surface preparation method |
US5713921A (en) * | 1996-03-29 | 1998-02-03 | Bonutti; Peter M. | Suture anchor |
DE69708856D1 (de) * | 1996-04-24 | 2002-01-17 | Owens Corning Fiberglass Corp | Glaszusammensetzungen mit hohen ki-werten und fasern daraus |
US6051247A (en) * | 1996-05-30 | 2000-04-18 | University Of Florida Research Foundation, Inc. | Moldable bioactive compositions |
US5840290A (en) * | 1996-05-30 | 1998-11-24 | University Of Florida Research Foundation | Injectable bio-active glass in a dextran suspension |
US5718717A (en) | 1996-08-19 | 1998-02-17 | Bonutti; Peter M. | Suture anchor |
US5948002A (en) * | 1996-11-15 | 1999-09-07 | Bonutti; Peter M. | Apparatus and method for use in positioning a suture anchor |
US5977204A (en) | 1997-04-11 | 1999-11-02 | Osteobiologics, Inc. | Biodegradable implant material comprising bioactive ceramic |
US6010525A (en) * | 1997-08-01 | 2000-01-04 | Peter M. Bonutti | Method and apparatus for securing a suture |
US20050216059A1 (en) * | 2002-09-05 | 2005-09-29 | Bonutti Peter M | Method and apparatus for securing a suture |
US6034014A (en) * | 1997-08-04 | 2000-03-07 | Owens Corning Fiberglas Technology, Inc. | Glass fiber composition |
US5972384A (en) * | 1997-10-01 | 1999-10-26 | University Of Maryland, Baltimore | Use of biologically active glass as a drug delivery system |
US6045551A (en) | 1998-02-06 | 2000-04-04 | Bonutti; Peter M. | Bone suture |
US6274159B1 (en) | 1998-10-28 | 2001-08-14 | University Of Florida | Surface modified silicone drug depot |
US6517863B1 (en) | 1999-01-20 | 2003-02-11 | Usbiomaterials Corporation | Compositions and methods for treating nails and adjacent tissues |
US6447516B1 (en) | 1999-08-09 | 2002-09-10 | Peter M. Bonutti | Method of securing tissue |
US6368343B1 (en) * | 2000-03-13 | 2002-04-09 | Peter M. Bonutti | Method of using ultrasonic vibration to secure body tissue |
US6592609B1 (en) * | 1999-08-09 | 2003-07-15 | Bonutti 2003 Trust-A | Method and apparatus for securing tissue |
US6635073B2 (en) * | 2000-05-03 | 2003-10-21 | Peter M. Bonutti | Method of securing body tissue |
US9138222B2 (en) | 2000-03-13 | 2015-09-22 | P Tech, Llc | Method and device for securing body tissue |
US7094251B2 (en) | 2002-08-27 | 2006-08-22 | Marctec, Llc. | Apparatus and method for securing a suture |
US8932330B2 (en) | 2000-03-13 | 2015-01-13 | P Tech, Llc | Method and device for securing body tissue |
JP2004500404A (ja) * | 2000-03-27 | 2004-01-08 | カール − ツァイス − シュティフツング | 生物活性ガラスを含む新規化粧品、ボディケア、洗浄剤および栄養サプリメント組成物および製造方法およびその使用 |
US6787584B2 (en) * | 2000-08-11 | 2004-09-07 | Pentron Corporation | Dental/medical compositions comprising degradable polymers and methods of manufacture thereof |
US20020045678A1 (en) * | 2000-08-22 | 2002-04-18 | Lopez Larry A. | Dental restorative compositions and method of use thereof |
US20030159618A1 (en) * | 2002-01-03 | 2003-08-28 | Primus Carolyn M. | Dental material |
JP4199545B2 (ja) * | 2001-04-27 | 2008-12-17 | ビボキシド オサケユイチア | 軟組織付着の改善方法、および移植片作製のための該方法の使用 |
US7211136B2 (en) | 2001-10-24 | 2007-05-01 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental filling material |
US7204875B2 (en) | 2001-10-24 | 2007-04-17 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental filling material |
US7303817B2 (en) | 2001-10-24 | 2007-12-04 | Weitao Jia | Dental filling material |
US7204874B2 (en) | 2001-10-24 | 2007-04-17 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Root canal filling material |
US7750063B2 (en) | 2001-10-24 | 2010-07-06 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental filling material |
US6719765B2 (en) * | 2001-12-03 | 2004-04-13 | Bonutti 2003 Trust-A | Magnetic suturing system and method |
AU2003304348A1 (en) * | 2002-03-15 | 2005-02-04 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Fibrous composite for tissue engineering |
US9155544B2 (en) | 2002-03-20 | 2015-10-13 | P Tech, Llc | Robotic systems and methods |
GB0225980D0 (en) * | 2002-11-07 | 2002-12-11 | Imp College Innovations Ltd | Crystallisation nucleant |
US7497864B2 (en) | 2003-04-30 | 2009-03-03 | Marctec, Llc. | Tissue fastener and methods for using same |
US8251700B2 (en) | 2003-05-16 | 2012-08-28 | Biomet 3I, Llc | Surface treatment process for implants made of titanium alloy |
DE60329848D1 (de) * | 2003-11-04 | 2009-12-10 | Friadent Gmbh | Dentalimplantatelement |
PT1529498E (pt) * | 2003-11-05 | 2014-09-17 | Dentsply Implants Mfg Gmbh | Implante não metálico de várias peças |
US20080215010A1 (en) * | 2004-02-26 | 2008-09-04 | Silver Theodore A | Apparatus and method for using an intraosseous space for moving fluid into and out of the body |
US20080039873A1 (en) | 2004-03-09 | 2008-02-14 | Marctec, Llc. | Method and device for securing body tissue |
US9173647B2 (en) | 2004-10-26 | 2015-11-03 | P Tech, Llc | Tissue fixation system |
US9463012B2 (en) * | 2004-10-26 | 2016-10-11 | P Tech, Llc | Apparatus for guiding and positioning an implant |
US9271766B2 (en) | 2004-10-26 | 2016-03-01 | P Tech, Llc | Devices and methods for stabilizing tissue and implants |
US20060089646A1 (en) | 2004-10-26 | 2006-04-27 | Bonutti Peter M | Devices and methods for stabilizing tissue and implants |
US9089323B2 (en) | 2005-02-22 | 2015-07-28 | P Tech, Llc | Device and method for securing body tissue |
US7967820B2 (en) | 2006-02-07 | 2011-06-28 | P Tech, Llc. | Methods and devices for trauma welding |
US11278331B2 (en) | 2006-02-07 | 2022-03-22 | P Tech Llc | Method and devices for intracorporeal bonding of implants with thermal energy |
US8496657B2 (en) | 2006-02-07 | 2013-07-30 | P Tech, Llc. | Methods for utilizing vibratory energy to weld, stake and/or remove implants |
US11253296B2 (en) | 2006-02-07 | 2022-02-22 | P Tech, Llc | Methods and devices for intracorporeal bonding of implants with thermal energy |
US11246638B2 (en) | 2006-05-03 | 2022-02-15 | P Tech, Llc | Methods and devices for utilizing bondable materials |
US8162154B2 (en) | 2006-11-28 | 2012-04-24 | True Manufacturing Co., Inc. | Shelf organizer with glide strip |
US8617185B2 (en) | 2007-02-13 | 2013-12-31 | P Tech, Llc. | Fixation device |
US8357205B2 (en) * | 2007-04-10 | 2013-01-22 | Mohamed Naushad Rahaman | Femoral head and method of manufacture thereof |
US8614263B2 (en) * | 2009-02-06 | 2013-12-24 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Non-biodegradable endodontic sealant composition |
CA2753592A1 (en) * | 2009-02-24 | 2010-09-02 | P Tech, Llc | Methods and devices for utilizing bondable materials |
DE102010034194B9 (de) * | 2010-08-12 | 2018-12-27 | Kulzer Gmbh | Verwendung von Kleselsäure(n) zur Eigenschaftsverbesserung von Dentalmaterial und entsprechende Verfahren |
CN102584010B (zh) * | 2012-03-15 | 2014-04-30 | 河南工业大学 | 一种多元气凝胶的制备方法 |
WO2013142608A1 (en) | 2012-03-21 | 2013-09-26 | Loma Linda University | Substances and method for replacing natural tooth material |
DE102012014418A1 (de) * | 2012-07-20 | 2014-01-23 | Heraeus Medical Gmbh | Pastenförmiger Knochenzement |
DE102012022134A1 (de) * | 2012-11-13 | 2014-05-15 | Heraeus Medical Gmbh | Polymethylmethacrylat-Knochenzement |
US10076377B2 (en) | 2013-01-05 | 2018-09-18 | P Tech, Llc | Fixation systems and methods |
US20160278885A1 (en) * | 2013-09-27 | 2016-09-29 | Vita Zahnfabrik H. Rauter Gmbh & Co. Kg | Implants having a degradable coating for the prophylaxis of peri-implanitis |
BR112017011899A2 (pt) | 2014-12-05 | 2018-07-03 | Augusta University Research Institute, Inc. | compósitos de vidro para aplicações cosméticas, biomédicas e aumento de tecidos |
US10058393B2 (en) | 2015-10-21 | 2018-08-28 | P Tech, Llc | Systems and methods for navigation and visualization |
CA3026661A1 (en) | 2016-06-10 | 2017-12-14 | Dsm Ip Assets B.V. | Settable bone void filler |
RU2705805C2 (ru) | 2017-12-20 | 2019-11-12 | Андрей Викторович Пугач | Костный имплантат |
CN111971257A (zh) | 2018-03-28 | 2020-11-20 | 康宁股份有限公司 | 具有低介电损耗的硼磷酸盐玻璃陶瓷 |
CN113165948A (zh) * | 2018-11-26 | 2021-07-23 | 康宁股份有限公司 | 生物活性硅酸盐玻璃 |
US11464740B2 (en) | 2019-04-29 | 2022-10-11 | Board Of Supervisors Of Louisiana State University And Agricultural And Mechanical College | Method and devices for delivering therapeutics by oral, respiratory, mucosal, transdermal routes |
RU2754428C2 (ru) * | 2019-10-29 | 2021-09-02 | Андрей Викторович Пугач | Костный имплантат |
Family Cites Families (17)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
NL120069C (de) * | 1958-09-04 | |||
US3147127A (en) * | 1961-12-13 | 1964-09-01 | Owens Corning Fiberglass Corp | Production of glass reinforced cementitious articles |
US3804647A (en) * | 1971-12-15 | 1974-04-16 | Corning Glass Works | Porous glass supports for automotive emissions control catalysts |
US3923533A (en) * | 1972-03-02 | 1975-12-02 | Ppg Industries Inc | Thermally stable and crush resistant microporous glass catalyst supports |
GB1425577A (en) * | 1972-06-30 | 1976-02-18 | Ici Ltd | Prosthetics comprising plastics materials |
US3981736A (en) * | 1973-05-23 | 1976-09-21 | Ernst Leitz G.M.B.H. | Biocompatible glass ceramic material |
BE815374A (fr) * | 1973-05-23 | 1974-09-16 | Matiere vitroceramique et procede pour la preparer | |
DE2340546A1 (de) * | 1973-08-10 | 1975-02-27 | Pfaudler Werke Ag | Metallisches implantat und verfahren zu seiner herstellung |
GB1477899A (en) | 1973-09-17 | 1977-06-29 | Leitz Ernst Gmbh | Manufacture of therapeutically useful composite materials |
DE2346739C3 (de) * | 1973-09-17 | 1978-11-23 | Ernst Leitz Wetzlar Gmbh, 6330 Wetzlar | Verfahren zur Herstellung von Werkstoffen für Therapiezwecke, bestehend aus einer Glasmatrix mit eingelagerten Partikeln |
US3919723A (en) * | 1974-05-20 | 1975-11-18 | Friedrichsfeld Gmbh | Bone shaft or bone joint prosthesis and process |
US4039339A (en) * | 1974-07-29 | 1977-08-02 | Corning Glass Works | Method of preparing glazes |
US3930194A (en) * | 1974-10-21 | 1975-12-30 | Gen Electric | Inverter control circuit |
CH602095A5 (de) * | 1974-12-24 | 1978-07-31 | Friedrichsfeld Gmbh | |
DE2501683C3 (de) | 1975-01-17 | 1979-11-29 | Ernst Leitz Wetzlar Gmbh, 6300 Wetzlar | Polymeres Verbundmaterial für prothetische Zwecke und Verfahren zu seiner Herstellung |
SE414399B (sv) * | 1976-03-16 | 1980-07-28 | Hans Scheicher | Keramiskt material for anvendning inom medicinen, i synnerhet for framstellning av implantat, fremst odontologiska implantat samt sett for framstellning av materialet |
US4056399A (en) * | 1976-05-06 | 1977-11-01 | Pittsburgh Corning Corporation | Acid and heat resistant mortars for cellular glass bodies |
-
1978
- 1978-04-05 US US05/893,792 patent/US4171544A/en not_active Expired - Lifetime
-
1979
- 1979-03-12 GB GB7908576A patent/GB2020197B/en not_active Expired
- 1979-03-15 AU AU45155/79A patent/AU522940B2/en not_active Expired
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Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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DE3717818A1 (de) * | 1986-05-28 | 1987-12-03 | Asahi Optical Co Ltd | Knochenprothesematerial und verfahren zu deren herstellung |
DE19858501A1 (de) * | 1998-12-18 | 2000-06-21 | Christopher Niedhart | Verfahren zur Herstellung eines Implantats |
Also Published As
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FR2421595A1 (fr) | 1979-11-02 |
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US4171544A (en) | 1979-10-23 |
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