DE3789445T2

DE3789445T2 - Chirurgisches material und verwendung des materials zur herstellung (eines teiles) einer anordnung zur verwendung in der knochenchirurgie.

Info

Publication number: DE3789445T2
Application number: DE3789445T
Authority: DE
Inventors: Veli-Pekka Sf-33200 Tampere Heponen; Juha Sf-33230 Tampere Laiho; Timo Sf-33720 Tampere Pohjonen; Pentti Sf-00930 Helsinki Rokkanen; Pertti Sf-33730 Tampere Toermaelae; Seppo Sf- 00320 Helsinki Vainionpaeae
Original assignee: Biocon Oy
Current assignee: Biocon Oy
Priority date: 1987-01-13
Filing date: 1987-12-29
Publication date: 1994-06-30
Anticipated expiration: 2007-12-30
Also published as: FI870111A; AU1084288A; WO1988005312A1; JPH01501847A; JPH0796024B2; EP0299004B1; IN168204B; MX167917B; PT86530A; BR8707631A; CN1032191C; US4968317A; ATE103189T1; JPH11192298A; GR1000440B; CA1311689C; ES2006795A6; KR950013463B1; JP3453314B2; FI870111A0

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Komposit für chirurgische Zwecke, für welches als Material ein resorbierbares (Co)Polymer ausgewählt worden ist, welches ausgerichtete, mindestens teilweise eine faserige Struktur aufweisende Baueinheiten enthält, die durch Strecken des festen Materials hervorgerufen wurde. Die Erfindung bezieht sich auch auf die Verwendung eines Komposits zur Herstellung eines Teiles einer Anordnung oder einer ganzen Anordnung für knochenchirurgische Anwendung.
Chirurgische Implantate mit guten mechanischen Festigkeitseigenschaften lassen sich aus resorbierbaren polymerischen Materialien (resorbierbare Komposite) herstellen, die resorbierbare Verstärkungselemente enthalten. Mit resorbierbar oder absorbierbar ist in diesem Zusammenhang gemeint, daß das Material vom lebenden Gewebe metabolisiert wird. Derartige resorbierbare Materialien , und daraus hergestellte Implantate finden beispielsweise Anwendung in Form von Stäben, Platten, Schrauben, intramedullären Nägeln usw. bei der Fixation von Knochenbrüchen, bei der Osteotomie, der Arthrodese oder bei Gelenkschäden. Der Vorteil solcher Implantate und Materialien besteht darin, daß sie nach der Heilung des behandelten Gewebes resorbiert werden (depolymerisiert zu Zellnährstoffen). Im Gegensatz zu metallischen Implantaten ist bei resorbierbaren Implantaten meist keine Operation zu deren Entfernung notwendig.
Die US-A-4,279,249 Patentschrift beschreibt resorbierbare Implantat-Materialieen, die Polyglykolfasern zur Verstärkung enthalten und Polyactid als bindendes Polymer (und resorbierbare Matrix) benötigen. Die EP-A-0,204,931 (FI 851828) beschreibt in sich selbst verstärkte resorbierbare Materialien, bei denen die resorbierbare Polymer-Matrix verstärkt ist mit resorbierbaren Verstärkungselementen, welche dieselben chemischen Elemente enthalten wie die Matrix. Typisch für diese Verstärkungselemente ist in diesem Zusammenhang, daß es sich um Fasern oder daraus hergestellte Strukturen handelt.
Zum Stand der Technik gehört auch die EP-A-0,202,090, in der eine Gewebeverstärkungsvorrichtung beschrieben ist, welche ein Befestigungsglied und ein Aufnahmeglied umfaßt. Das Befestigungsglied ist aus extrudierten, ausgerichteten Fasern hergestellt, die danach gehärtet wurden. Die Oberfläche des Befestigungsgliedes ist glatt.
Die US-A-4,141,087 nennt neue Polymere aus isomorphem Copolyoxalat, die für chirurgische Zwecke und Prothesen brauchbar sind. Die Polymere enthalten aber keine ausgerichteten Baueinheiten, die in der Matrix des genannten Polymers eingebettet sind. Die nach dem Verfahren des US-A-4,141,087 Patentes hergestellten Teile werden gegossen oder bearbeitet und bilden nicht verstärkte resorbierbare Prothesen, die nur eine relativ geringe mechanische Festigkeit aufweisen.
Bekannte resorbierbare Materialien, welche mit resorbierbaren organischen Verstärkungselementen versehen sind, haben eine relativ hohe mechanische Festigkeit. Diese Materialien können in der Orthopädie und Traumatologie bei der Behandlung von Knochentrümmerbrüchen, Osteotomien, Arthrodesen oder Gelenkverletzungen Anwendung finden. Das in sich selbst verstärkte, resorbierbare Material nach der EP-A-0,204,931 hat eine Biegefestigkeit von mehr als 300 MPa (S. Vainionpää, Thesis, Helsinki 1987), was einen Wert darstellt, der klar höher ist als die mittlere Festigkeit eines Kortikalknochens. Auch der Modul der in sich selbst verstärkten resorbierbaren Komposite ist recht hoch und bewegt sich in der Größenordnung von 10 GPa. Die mechanische Festigkeit dieser Materialien ist eindeutig besser als diejenige der resorbierbaren Materialien, welche im Gießverfahren hergestellt sind.
Stellt man aus resorbierbaren Polymeren, Copolymeren oder Polymer-Verbindungen Stäbe, Profile, Platten usw. Implantate im Gießverfahren oder nach dem Spritzguß- oder Strangpreßverfahren her, bleiben deren mechanische Eigenschaften auf dem für thermoplastische Polymere typischen Niveau. Die Festigkeitseigenschaften (wie Zugfestigkeit, Scherfestigkeit und Biegefestigkeit) bleiben artgerecht und überschreiten keine 150 MPa, bleiben im Bereich von 40 und 80 MPa und haben einen Modul, der zwischen 1 und 6 GPa liegt. Der Grund hierfür ist, daß die Fließrichtung beim geschmolzenen Polymer abgeschwächt ist infolge der thermischen Molekularbewegung, wenn sich das in der Form gegossene Stück abkühlt. Handelt es sich um ein kristallisierbares Polymer, wird das Formstück teilweise eine kristalline, sphärische Struktur aufweisen. Demzufolge wird das polymere Material, welches durch Schmelzgießen hergestellt wurde, meist aus gefalteten kristallischen Lamellen (mit einer Dicke von 100-300 Å und einer Breite von etwa 1 um) bestehen, die mit amorphem Polymer umgeben sind. Anderseits kann man sich die Lamellen auch als mosaikartig gefaltete Blöcke vorstellen, deren Breite einige hundert Å beträgt. Die Lamellen bilden meist bandartige Gebilde, die aus Kristallisationskernen, sogenannten Nuclei, herauswachsen und dreidimensionale sphärische Gebilde formen. Da das polymere Material, welches einen sphärulitischen Aufbau hat, meist keine deutliche Ausrichtung der Polymer-Moleküle mit starker konvalenter Bindung aufweist, bleiben deren mechanische Eigenschaften auf dem oben genannten Niveau. Eile molekulare Ausrichtung kann lediglich auf der Oberfläche des Formstücks stattfinden, infolge der raschen Abkühlung in der Form (wie beispielsweise beim Spritzgußverfahren).
Obwohl die verstärkten resorbierbaren Komposite erheblich bessere mechanische Eigenschaften aufweisen, als die im Schmelzgießverfahren hergestellten Komposite, müssen daraus meist große Implantate wie Stäbe, intramedulläre Nägel, Schrauben oder Platten hergestellt werden. Dies ist nötig, weil man sicher sein muß, daß die Implantate die nötige Tragfähigkeit (wie Biege- oder Schertragkraft) haben. Der Sicherheitsfaktor muß hoch genug sein, damit die Fixation stabil bleibt, wenn äußere Kräfte oder Muskelkräfte auf die fixierte Bruchstelle einer Osteotomie, einer Arthrodese oder Gelenkverletzung einwirken, insbesondere weil diese Kräfte deutlich das Gewicht des Patienten überschreiten können. Anderseits haben solche aus Gründen der Sicherheit des Patienten erforderliche, große Implantate den Nachteil, daß für das Knochengewebe und/oder das weiche Gewebe schwere Operationstraumata entstehen, wenn beispielsweise das Implantat in ein in den Knochen gebohrtes Loch eingesetzt wird oder wenn es auf der Oberfläche des Knochens befestigt wird. Mit der Größe des Implantates nimmt auch die Gefahr einer Fremdkörperreaktion zu. Die Reaktion kann stärker sein und deren Dauer kann länger sein, weil die Resorption des Implantates für das lebende Gewebe eine physische und chemische Belastung darstellt, die im direkten Verhältnis zur Größe des Implantates steht.
Bis anhin bewegte sich der Elastizitätsmodul von aus resorbierbaren organischen Materialien hergestellten Implantaten maximal in der Größenordnung von 10 GPa. Dies ist erheblich weniger, als der Elastizitätsmodul von kortikalen Knochen, bei denen er im Durchschnitt 20 GPa bis mehr als 30 GPa beträgt. Es ist Aufgabe der Chirurgen, eine möglichst gute Fixation herzustellen und daher ist es von Vorteil, wenn der Elastizitätsmodul des Implantats möglichst genau dem Elastizitätsmodul des Knochens entspricht. Im Idealfall sind die Elastizitätsmodule des zu operierenden Knochens und des Implantates gleich. Es ist daher klar, daß für eine effiziente Fixation eines kortikalen Knochens, das heißt eines langen Knochens, ein resorbierbares organisches Kompositmaterial erforderlich ist, welches einen höheren Elastizitätsmodul aufweist, als die bisher bekannten Materialien.
Bei der Arbeit an dieser Erfindung stellte sich unerwartet heraus, daß bei erhöhtem Zug- und vergrößertem Elastizitätsmodul das resorbierbare polymerische Komposit seine Molekularstruktur in dem Sinne ändert, daß es mindestens teilweise eine faserige Struktur bekommt.
Demzufolge weist das neue makroskopische, in sich verstärkte Implantatsmaterial eine erheblich höhere Festigkeit und einen höheren Elastizitätsmodul auf, als die bisher bekannten, resorbierbaren Implantat-Materialien. Wird das erfindungsgemäße Material für eine chirurgische Fixationsvorrichtung verwendet oder wenn solche Vorrichtungen aus diesem Material hergestellt werden, wird dadurch das Operationstrauma infolge des Implantates erheblich verringert, wobei zugleich eine bessere Fixation erreicht wird als mit den bisher bekannten Materialien. Die Erfindung gibt ein mindestens teilweise fibrilliertes Material an zur a) Fixation für die Behandlung von Knochenbrüchen, Osteotomien, Arthrodesen und Gelenkverletzungen, b) für Rekonstruktionen und für eine Zunahme des Knochengewebes und c) für Fixationsvorrichtungen, Rekonstruktionsvorrichtungen und Hilfsvorrichtungen wie Stäbe, Platten, Schrauben, intramedulläre Nägel, Klemmen und Rinnen, die mindestens teilweise das oben genannte Material verwenden, zusammen mit resorbierbaren Polymeren, Copolymeren oder Polymer-Gemischen als Rohmaterial.
Die Erfindung beschreibt weiterhin die Verwendung des mindestens teilweise fibrillisierten, resorbierbaren Materials, insbesondere in Form von Stäben, Platten, Schrauben, intramedullären Nägeln, Klammern, die aus dem oben genannten Material hergestellt sind für die Fixation von Knochenbrüchen, Osteotomien, Arthrodesen und Gelenkverletzungen oder für den Aufbau des Knochengewebes.
Die Erfindung wird an Hand der nachfolgenden Beschreibung unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen erläutert. Die Zeichnungen zeigen in:
Fig. 1a zeigt schematisch die Umwandlung einer lamellaren in eine fibrillisierte Struktur,
Fig. 1b zeigt schematisch die Molekularstruktur in und zwischen den Mikrofibrillen einer Faser,
Fig. 1c zeigt schematisch die Struktur des fibrillisierten Polymers,
Fig. 2 zeigt schematisch den generellen Aufbau eines Kompositmaterials,
Fig. 3 zeigt schematisch einige Netzstrukturen des Komposites,
Fig. 4 zeigt schematisch einige Netzstrukturen, welche aus dem Komposit herstellbar sind,
Fig. 5 zeigt schematisch eine Rinne, hergestellt aus dem Komposit,
Fig. 6 zeigt schematisch die Anwendung der Rinne nach Fig. 5 bei einer chirurgischen Operation des Alveolarbogens,
Fig. 7a und 7b zeigen die Konstruktion und das Verhalten des beim Test in Beispiel 5 verwendeten Stabes und
Fig. 8a-c zeigen den Aufbau eines Implantates gemäß Beispiel 8.
Die Ausrichtung der Fibrillen eines sphärolitischen Polymersystems ist ein Vorgang, der im Zusammenhang mit der Herstellung von thermoplastischen Fasern eingehend studiert worden ist. Beispielsweise ist in der US-A-3,161,709 ein dreistufiges Ziehverfahren beschrieben, wo eine im Schmelzverfahren hergestellte Faser aus Polypropylen in einen Faden mit großer Zugfestigkeit umgewandelt wird.
Der Mechanismus der Fibrillisation bildet das Hauptthema bei C. L. Choy et al. Polym. Eng. Sci., 23, 1983, Seite 910. Wird ein halbkristallines Polymer gestreckt, ordnen sich die Molekularketten der kristallinen Lamellen rasch in Zugrichtung. Gleichzeitig werden die Sphärolithen gedehnt und zerbrechen. Die kristallinen Blöcke reißen von den Lamellen ab und werden von straffen Zugmolekülen gehalten, die von den sich entfaltenden Ketten herrühren. Die abwechselnden amorphen und kristallinen Regionen, zusammen mit den straffen Zugmolekülen bilden daher lange dünne (ca. 100 Å Breite) Mikrofibrillen, die in Zugrichtung ausgerichtet sind. Da die intrafibrillaren Zugmoleküle sich in den Berührungsflächen der Kristallblöcke bilden, liegen diese zur Hauptsache auf der Außenseite der äußeren Mikrofibrillen. Die Zugmoleküle, welche die Lamellen des isotropischen Ausgangsmaterials zusammenhielten, verbinden jetzt die verschiedenen Mikrofibrillen miteinander, das heißt, sie werden intrafibrillare Zugmoleküle zwischen den Außenschichten der nebeneinander liegenden Mikrofibrillen.
Fig. 1a zeigt schematisch, wie eine Gruppe von Lamellen in eine fibrillische Struktur umgewandelt wird (in eine Fibrille, die eine Gruppe von Mikrofibrillen enthält) als Folge des Streckens und Fig. 1b zeigt schematisch die Molekularstruktur innerhalb und zwischen den Mikrofibrillen. Fig. 1c zeigt schematisch die Struktur eines fibrillischen Polymers. Diese Figur zeigt mehrere Fibrillen (eine Fibrille ist der Deutlichkeit halber grau gefärbt), die mehrere Mikrofibrillen mit einer Länge von mehreren Mikrometern enthält.
Die Fibrillenstruktur bildet sich bereits bei relativ geringem Zugverhältnis λ (wobei λ = die Länge des Versuchsstückes nach dem Ziehen/die Länge des Versuchsstückes vor dem Ziehen). Beispielsweise wird HD-Polyäthylen deutlich fibrillisch, wenn der λ Wert 8 beträgt und Polyacetat (POM) bei einem Wert von λ = 3.
Wird der Zug der fibrillischen Struktur fortgesetzt (dies wird meist als Ultra-Ausrichtung bezeichnet), wird die fibrillische Struktur durch eine Verschiebung der Mikrofibrillen deformiert, was zu einer Volumenvergrößerung der gedehnten interfibrillaren Zugmoleküle führt. Wird das Ziehen bei hoher Temperatur ausgeführt, werden die genau ausgerichteten Zugmoleküle kristallisieren und kristalline Brücken bilden, welche die kristallinen Blöcke miteinander verbinden.
Die hervorragende Stärke und die hohen Werte des Elastizitätsmoduls des fibrillisierten Gebildes beruhen auf der guten Ausrichtung der Polymer-Moleküle und Molekularsegmente in - Zugrichtung (in Richtung der Längsachsen der Mikrofibrillen).
Trotz der hohen- Zugfestigkeit der Fasern aus Fibrillen können diese nicht als Fixierungsvorrichtung bei Knochenbrüchen, Osteotomien, Arthrodesen oder Gelenkschäden dienen, da die dünnen Fasern biegsam sind und daher keine makroskopische Biegefestigkeit und Biegemodul aufweisen und da ihr geringer Querschnitt keine Schertraglastfestigkeit hat, welche für eine Fixierungsvorrichtung erforderlich ist.
Eine Fibrillisierung von makroskopischen Teilen wie Stäben oder Rohren ist bekannt für biostabiles Polyacetat und Polyäthylen (siehe z. B. K. Nakagawa und T. Konaka, Polymer 27, 1986, Seite 1553 und Hinweis darin). Eine Fibrillisierung von makroskopischen Teilen aus resorbierbaren Polymeren ist bisher nicht bekannt geworden.
Eine mindestens teilweise Fibrillisierung eines makroskopischen - Stückes läßt sich beispielsweise erreichen durch rasches Kühlen eines aus einer Kapillarröhre ausfließenden geschmolzenen Polymers, so daß dieses erhärtet, ohne daß die fließenden Moleküle sich in Folge von molekularer Bewegung wahllos verteilen können.
Eine bessere Fibrillisierung mit besseren mechanischen Eigenschaften läßt sich durch eine mechanische Deformation eines makroskopischen Polymerteiles erreichen. Eine derartige mechanische Deformation wird meist durch Ziehen oder durch hydrostatisches Strangpressen des Materials in solidem Zustand erreicht, wobei große Änderungen in der Molekularstruktur auftreten und Änderungen der kristallinen oder amorphen Struktur in eine fibrillische Struktur möglich sind. Als Folge der Fibrillisation eines resorbierbaren polymeren Materials, welches beispielsweise nach dem Spritzgußverfahren oder im Strangpreßverfahren hergestellt wurde, wobei das Ausgangsmaterial zur Hauptsache eine sphärolitisch kristalline Struktur hatte, entsteht zuerst eine teilweise, danach eine vollständig fibrillische Struktur, die stark in Richtung des Zuges oder der hydraulischen Extrusion gerichtet ist. Das so hergestellte, resorbierbare Material enthält unter anderem längliche kristallin Fibrillen und Zugmoleküle, welche die Mikrofibrillen zusammenhalten und ausgerichtete amorphe Teile. In einer teilweise fibrillischen Struktur machen die amorphen Teile zwischen den Mikrofibrillen den signifikanteren Teil des Materials aus als bei einem ultraorientierten Material, wo im Extremfall das amorphe Material nur noch als Defekte an den Enden der polymeren Molekülketten auftritt. Je mehr Fibrillen ein Material enthält, um so stärker wird es, und sein Elastizitätsmodul wird ebenfalls größer, die Werte übertreffen diejenigen eines Materials ohne Fibrillen um ein Vielfaches.
Bekannte resorbierbare Kompositmaterialien enthalten meist wahllos ausgerichtetes Bindematerial (Matrix), welches die gut ausgerichteten Verstärkungselemente wie Fasern mit stark gerichteten inneren Strukturen bindet. Fig. 2 zeigt schematisch ein solches Gebilde, in welchem die gerichteten und nicht ausgerichteten Molekularketten oder deren Teile mit dünnen Linien angedeutet sind. Die Festigkeitseigenschaften der Bindungsphase sind erheblich geringer als diejenigen der Verstärkungselemente. Die Festigkeitseigenschaften des Komposits in Richtung der Verstärkungselemente nehmen daher im Verhältnis der Anzahl Verstärkungselemente zu. Wegen praktischer Schwierigkeiten kann die Menge der Verstärkungselemente nicht mehr als 70 Gewichtsprozente des Kompositgewichtes betragen. Die Festigkeitseigenschaften der Verstärkungselemente können daher nicht voll ausgenützt werden, da das Komposit auch das schwächere Matrixmaterial enthält, welches die Gesamtfestigkeit des Komposites mitbeeinflußt.
Durch Ausrichten und Fibrillisieren können in sich verstärkte, resorbierbare Polymere, Copolymere und Polymergemische hergestellt werden, bei denen annähernd das ganze Material in sich ausgerichtet ist und das nur wenig amorphes Material enthält. Das Material weist sehr hohe Festigkeitseigenschaften in Richtung der Ausrichtung auf: Zugfestigkeit von sogar 1000-1500 MPa und einen Elastizitätsmodul von 20-50 GPa. Diese Werte liegen deutlich höher als die Werte von resorbierbarem Material und sogar zehnmal höher als die Festigkeitswerte von schmelzgegossenen, resorbierbaren Materialien.
Fig. 3 zeigt schematisch die folgenden Struktureinheiten, welche in der fibrillisierten Struktur der Polymerfasern und in der Struktur makroskopischer fibrillisierter polymerer Teile, wie Stäbe und Rohre sichtbar sind, nämlich kristalline Blöcke, die durch amorphes Material voneinander getrennt sind (z. B. freie Polymerketten, Kettenenden und Molekularfalten), Verbindungsmoleküle, welche die Kristallblöcke miteinander verbinden (deren Anzahl und Dicke mit zunehmendem Zugverhältnis λ zunimmt), sowie mögliche kristallische Brücken zwischen den kristallischen Blöcken. Brücken können während dem Ziehen entstehen, wenn die Verbindungsmoleküle sich ausrichten und zu Brücken formieren (C. L. Choy et al. J. Polym. Sci., Polym. Phys. Ed., 19, 1981, Seiten 335-352).
Die in den Fig. 1 und 3 dargestellte fibrillisierte Struktur entsteht bei den sogenannten natürlichen Zugverhältnissen 3-8. Wird das Ziehen weiter fortgesetzt zum Ultra-Ausrichten bei hoher Temperatur, steigt die Anzahl kristalliner Brücken immer weiter an, so daß im Extremfall die Brücken und die Kristallblöcke ein zusammenhängendes Kristallgebilde formen. Die Wirkung der Verbindungsmoleküle und der Brücken ist oft die gleiche, so daß sie sich nicht immer deutlich unterscheiden lassen.
Die Ausrichtung und Fibrillisierung läßt sich auf verschiedene Arten experimentell feststellen. Der Ausrichtungsgrad fc kann durch eine Messung der Ablenkung von Röntgenstrahlen ermittelt werden, welcher die Ausrichtung der Molekülketten in der kristallinen Phase anzeigt. Normalerweise erreicht fc den Maximalwert 1 bei natürlichen Zugwerten (von λ < 6). Bei Polymer-Material mit sphärolitischer Struktur wird fc « 1.
Eine Doppelrefraktion läßt sich mit einem Polarisations-Mikroskop feststellen, sie ist charakteristisch für die Ausrichtung der Molekularketten. Normalerweise wächst sie rasch bei normalen Zugverhältnissen (λ < 6) und danach bei der Ultraausrichtung langsamer. Dies beweist, daß die Molekularketten der kristallinen Phase in Richtung des Zuges ausgerichtet sind und daß die Ausrichtung der Moleküle in der amorphen Phase sich weiter fortsetzt bei erhöhtem Zug. (C. L. Choy et al. Polym. Eng. Sci. 23, 1983, Seiten 910-922).
Die Bildung einer fibrillischen Struktur läßt sich meist mit Hilfe eines optischen oder elektronischen Mikroskops feststellen (siehe z. B. T. Konaka et al. Polymer, 26, 1985, Seite 462). Sogar einzelne Fibrillen, die aus Mikrofibrillen aufgebaut sind, sind mit Hilfe des elektronischen Scanner-Mikroskopes feststellbar.
In der Tabelle 1 sind einige resorbierbare Polymere aufgeführt, welche sich dazu eignen, um resorbierbares Material und Vorrichtungen nach dieser Erfindung daraus herzustellen. Eine Voraussetzung für eine gute Fibrillisierung ist, daß das Polymer in teilweise kristalliner Form vorhanden ist. Daher können Polymere, die wegen ihrer physikalischen Struktur nicht kristallisieren, kaum fibrillisiert werden.

Tabelle 1

Resorbierbare Polymere

Polymere
Polyglykolid (PGA)
Copolymere von Glykolid:
Glykolid/L-laktid Copolymere (PGA/PLLA)
Glykolid/trimethylen-karbonat Copolymere (PGA/TMC)
Polyaktide (PLA)
Stereocopolymere von PLA:
Poly-L-laktid (PLLA)
Poly-DL-laktid (PDILA)
L-laktid/DL-laktid Copolymere
Copolymere von PLA:
Laktid/tetramethylglykolid Copolymere
Laktid/trimethylen-karbonat Copolymere
Laktid/δ-valerolakton Copolymere
Laktid/&epsi;-caprolakton Copolymere
Polydepsipeptide
PLA/polyäthylenoxid Copolymere
Unsymmetrische 3,6-substitut-poly-1,4-dioxan-2,5-dione
Poly-β-hydroxybutyrat (PHBA)
PHBA/β-hydroxyvalerat Copolymere (PHBA/HVA)
Poly-β-hydroxypropionat (PHPA)
Poly-p-dioxanon (PDS)
Poly-δ-valerolakton
Poly-&epsi;-caprolakton
Methylmethacrylat-N-vinyl pyrrolidon Copolymere
Polyesteramide
Polyester von Oxalsäure
Polydihydropyrane
Polyalkyl-2-cyanoacrylate
Polyurethane (PU)
Polyvinylalkohol (PVA)
Polypeptide
Poly-δ-malische Säuren (PMLA)
Poly-δ-alkanoische Säuren
Siehe: P. Tormälä, S. Vainionpää und P. Rokkanen in IVA's Be&ijlig;er Symposium: "Biomaterials and Biocompatibility", Stockholm, Schweden, August 25-26, 1987.
Mindestens teilweise fibrillisierbare und insbesondere ultraausrichtbare Polymermaterialien, welche für in sich gestärkte Komposite besonders geeignet sind, sind diejenigen Materialien, bei welchen die ausgerichteten Verstärkungselemente (Kristallblöcke, Verbindungsmoleküle und Kristallbrücken) sich während der mechanischen Deformation bilden oder sich gruppieren und während dieser Phase die genannten Struktureinheiten binden, welche unter anderem folgende Strukturelemente enthalten: amorphe Phase, die Berührungsflächen zwischen den Kristallblöcken und die Berührungsflächen zwischen den Kristallbrücken und den Mikrofibrillen, welche Elemente auch typisch eine starke Ausrichtung in Richtung der Deformation aufweisen.
Resorbierbare, teilweise fibrillisierte Implantate und osteosynthetische Vorrichtungen nach der Erfindung können unterschiedliche Fixierungsformen aufweisen, wie Schrauben, Stäbe mit schuppiger Oberfläche und andere profilierte Gebilde, Klammern oder gebogene Gebilde. Unerwartet hat sich nämlich gezeigt, daß das ausgerichtete, resorbierbare Material nach der Erfindung mechanisch heiß bearbeitet werden kann, ohne seine fibrillische Struktur zu verlieren. Dies erlaubt es unter anderem, besonders starke und zähe Schrauben und mindestens teilweise fibrillisierte Stäbe herzustellen.
Es dürfte klar sein, daß das fibrillisierte, resorbierbare Material verschiedene Zusätze oder Hilfsstoffe enthalten kann, um die Bearbeitung des Materials zu erleichtern (z. B. Stabilisatoren, Antioxydantien oder Plastifizierer) oder um dessen Eigenschaften zu verbessern (z. B. Plastifizierer oder Keramikpulver) oder um die Verwendung zu erleichtern (z. B. Farben).
Steife und starke resorbierbare Fixierungsmaterialien der Erfindung können angewendet werden in Form von Stäben, Platten oder anderen Profilen, sie können auch bei der Herstellung von größeren Fixationsteilen als Verstärkung dienen, beispielsweise in Form von fibrillisierten Stäben, die in eine Spritzgußform eingelegt werden und danach mit einer geeigneten resorbierbaren Matrix-Polymer umspritzt werden. Findet das Spritzen von einem Ende einer länglichen Form her statt, fließt die geschmolzene Masse in Richtung der resorbierbaren Verstärkungselemente. Wenn das Matrixmaterial (Polymerschmelze) einströmt, erhärtet es rasch und richtet sich vorteilhaft in Richtung der Verstärkungselemente aus.
Die steifen und starken Fixierungsstäbe oder Platten nach der Erfindung können auch zur Herstellung von steifen netzartigen oder plattenartigen Gebilden dienen, die bezüglich ihrer mechanischen Eigenschaften mehr metallischen Netzen als Netzen aus organischen Textilfasern gleichen. Fig. 4 zeigt schematisch einige Wetzgebilde, die aus starken, steifen, resorbierbaren Stäben hergestellt sind. Der Deutlichkeit halber ist ein Teil der Stäbe schwarz und ein Teil weiß dargestellt. Derartige Netze finden Verwendung bei der Behandlung von Knochenbrüchen mit zerstückelten Teilen, indem das darum herum gebogene Netz, welches die Teile zusammenhält, mit resorbierbaren Klammern oder Nähten gehalten ist. Die erfindungsgemäßen Netze können beispielsweise auch im Heißpreßverfahren zu gekrümmten Platten, Rinnen oder kastenartigen Gebilden geformt werden. Derartige Gebilde finden beispielsweise bei der Rekonstruktion von Knochen Anwendung, indem der Fehler im Knochengewebe (ein Loch, eine Kavität oder eine Zyste) mit gewebeverträglichem keramischem Pulver wie Hydroxyapatit oder Trikalziumphosphat aufgefüllt wird und mittels eines gebogenen Netzes fixiert wird, das die keramischen Partikel festhält. Da die erfindungsgemäßen Netze steif sind, ist deren Wirkung weit besser als diejenige bekannter flexibler Netze aus resorbierbaren Fasern.
Fig. 5 zeigt schematisch ein erfindungsgemäßes Netzgebilde, welches aus resorbierbaren Stäben hergestellt und durch Warmpressen in Form einer Rinne oder dergleichen gebogen ist. Eine solche Rinne kann zusammen mit keramischem Material zum Aufbau des Knochengewebes des Alveolarbogens benutzt werden. Zuerst wird dazu auf chirurgischem Wege ein Tunnel unter der Knochenhaut im Zahnfleisch-Gewebe unter dem Alveolarbogen geschaffen. Die resorbierbare Rinne wird in den Tunnel eingeschoben mit der konvexen Seite nach oben zum Zahnfleisch hin gerichtet und die seitlichen Endflächen werden auf dem Alveolarbogen plaziert. Dies ist in Fig. 6 bei einer Operation an der rechten Seite des Unterkiefers dargestellt. Nachdem die Rinne so plaziert ist, wird sie mit keramischem Aufpfropfpulver gefüllt und danach der operative Einschnitt geschlossen. Falls erforderlich, können mehrere Rinnen nacheinander auf dem Alveolarbogen angebracht werden. Eine solche Rinne verhindert die Bewegung des keramischen Pulvers, welches darunter angebracht wurde. Gleichzeitig wächst der Knochen und die damit verbundene Zellstruktur des Alveolarbogens in das keramische Pulver hinein und bindet es mindestens teilweise mit dem Knochengewebe des Alveolarbogens. Gleichzeitig oder später wird die resorbierbare Rinne resorbiert.
Keramisches Pulver und Teile können in vielen anderen Fällen zum Aufbau von Knochengewebe Anwendung finden (als Knochen-Aufpfropfmaterial).
Keramisches Material (Biokeramik), welches gewebekompatibel ist und/oder eine chemische Verbindung mit dem Knochengewebe eingeht und/oder das Wachstum des Knochengewebes fördert, sind beispielsweise Kalziumphosphate: Apatit wie Hydroxyapatit, HA, Ca&sub1;&sub0; (PO&sub4;)&sub6;(OH)&sub2; (R. E. Luedemann et al., Second World Congress on Biomaterials (SWCB), Washington, D. C., 1984, S. 224), Warenzeichen wie Durapatite, Calcitite, Alveograf und Permagraft; Fluoroapatite; Trikalziumphosphate (TCP), (z. B. mit Warenzeichen Synthograft) und Dikalziumphosphate (DCP); Magnesiumkalziumphosphate, δ-TCMP (A. Ruggeri et al., Europ. Congr. on Biomaterials (ECB), Bologna, Italien, 1986, Abstracts, S. 86); Gemische von HA und TCP (E. Gruendel et al., ECB, Bologna, Italien, 1986, Abstracts, S. 5, S. 32); Aluminiumoxid-Keramik; Bioglas wie SiO&sub2;-CaO-Na&sub2;O-P&sub2;O&sub5; z. B. Bioglas 45S (Struktur: SiO&sub2; 45 Gew.-%, CaO 24,5%, Na&sub2;O 24,5% und P&sub2;O&sub5; 6%) (C. S. Kucheria et al., SWBC, Washington, D. C., 1984, S. 214) und Glaskeramik mit Apatit, z. B. MgO 4,6 Gew.-%, Ca0 44,9%, SiO&sub2; 34,2%, P&sub2;O&sub5; 16,3% und CaF 0,5% (T. Kokubo et al., SWBC, Washington, D. C., 1984, S. 351) und Kalziumkarbonat (F. Souyris et al., EBC, Bologna, Italien, 1986, Abstracts, S. 41).
Die Anwendung der oben genannten Materialien als synthetisches Knochenaufpfropfmittel ist auf verschiedene Arten untersucht worden, beispielsweise sowohl als poröses, wie als dichtes Pulvermaterial und auch in Form von makroskopischen Teilen. Auch Komposite von keramischem Pulver und Polymeren sind untersucht worden (z. B. W. Bonfield et al., SWBC, Washington, D. C., 1984, S. 77).
Das resorbierbare starke und steife Material nach der Erfindung kann auf verschiedene Arten, zusammen mit poröser Biokeramik als Biokomposit Anwendung finden. Die mechanischen Eigenschaften, insbesondere die Schlagfestigkeit, Biegefestigkeit und Scherfestigkeit der Komposite ist erheblich besser als diejenige von entsprechenden porösen Biokeramikteilen. Die US-A-4,863,741 (FI 863573) Patentschrift nennt verschiedene mögliche Kombinationen von resorbierbaren Polymermaterialien mit Biokeramik. Diese Prinzipien sind auch bei Verwendung des erfindungsgemäßen Materials mit Biokeramikmaterial anwendbar.
Die vorliegende Erfindung wird im Folgenden durch einige Beispiele erläutert.

BEISPIEL 1

Poly-L-Lactid (PLLA) (Mw = 600 000) wurde im Spritzgußverfahren zu zylindrischen Stäben mit einem Durchmesser von 4 mm geformt. Die Stäbe wurden bis zu einem Zugverhältnis λ = 7 bei einer Temperatur von Raumtemperatur bis zu Tm -40ºC (wobei Tm = Schmelztemperatur des Polymers) gezogen. Die fibrillische Struktur der gezogenen Stäbe war mikroskopisch feststellbar. Ein Teil der Stäbe wurde weiter gezogen bis zu einem Verhältnis λ = 12 (Ultra-Ausrichtung). Zum Vergleich wurden gesinterte, in sich verstärkte Stäbe (Durchmesser = 1,5 mm) aus PLLA-Fasern (Zugfestigkeit 800 MPa, Durchmesser = 15 um) benützt, die nach dem Verfahren wie in EP-A-0,204,931 (FI Pat. Anm. 851828) beschrieben hergestellt waren.
Nachfolgende Festigkeitswerte wurden gemessen bei im Spritzguß hergestellten, fibrillisierten und gesinterten, in sich verstärkten Stäben für: Zugfestigkeit, Elastizitätsmodul und Scherfestigkeit. Die Meßresultate sind in der Tabelle 1 aufgeführt. Tabelle 1 Festigkeitseigenschaften von PLLA-Stäben Muster Herstellungs-Verfahren Stabdicke Zugfestigkeit Elastizität Scherfestigkeit Spritzguß Fibrillisierung in sich verstärkt (gesintert)
Tabelle 1 zeigt deutlich, daß die Festigkeitseigenschaften der fibrillisierten, resorbierbaren Stäbe nach der Erfindung bessere Festigkeitseigenschaften aufweisen als die bekannten resorbierbaren Materialien.

BEISPIEL 2

Resorbierbare Stäbe nach Beispiel 1 (Länge 25 mm) wurden zur Fixation einer Arthrodese in der Nähe des Daumengelenkes verwendet, wobei beide Gelenkteile entfernt wurden und die unbedeckten Knochenteile mittels Klammern temporär zusammengehalten wurden. In die Gelenkoberflächen wurden zwei Kanäle gebohrt, in welche die resorbierbaren Fixierungsstäbe eingeschlagen wurden. Zwanzig Patienten wurden so operiert. Die mittlere Oberfläche der Arthrodese betrug etwa 170 mm². Die berechnete Scherbelastung der Fixation war 1100 N, wenn zwei fibrillisierte Stäbe No. 2 verwendet werden. Das Verhältnis der Bohrkanäle (die verantwortlich für das Operationstrauma sind) betrug 1,8% der Arthrodesenoberfläche. Die entsprechenden Werte betrugen bei fibrillisierten Stäben No. 3 1060 N und 1,3% und bei gesinterten Stäben No. 4 920 N und 2,1%. Die fibrillisierten Stäbe bewirkten daher eine stärkere Fixation als die gesinterten Stäbe. Auch das Operationstrauma war bei den fibrillisierten Stäben geringer. Im Spritzgußverfahren hergestellte Stäbe wurden für die Fixation überhaupt nicht verwendet, da sie ein stärkeres Operationstrauma (etwa 15%) hervorgerufen hätten als die anderen Materialien.

BEISPIEL 3

Im Spritzgußverfahren wurden Stäbe (Durchmesser 3,2 mm) hergestellt aus folgenden resorbierbaren Polymeren: Polyglykolid (PGA) (Mw = 100 000), Glykolid/Lactid-Copolymer (PGA/PLA, im Molekularverhältnis 87/13, Mw = 120 000), Poly-β- Hydrobutyrat (PHBA) (Mw = 500 000) und aus Poly-p-Dioxanon (PDS) (Mw = 300 000).
Mit Hilfe eines Polarisations-Mikroskops und durch Untersuchung mit einem elektronischen Mikroskop wurde festgestellt, daß die Proben bis auf eine dünne Oberflächenschicht eine sphärische Kristallstruktur aufweisen. Die Schmelzpunkte (Tm) des Materials der Stäbe wurden im kalorimetrischen Differentialverfahren (DSC) festgestellt und ergaben folgende Werte für Tm : PGA (225ºC), PGA/PLA (180ºC), PHBA (175ºC) und PDS (110ºC). Die Streckgrenze der Stäbe betrug: PGA (60 MPa), PGA/PLA (50 MPa), PHBA (30 MPa) und PDS (40 MPa). Die Stäbe wurden durch Ziehen fibrillisiert bei Temperaturen von Tm -10ºC bis zu Zugverhältnissen von λ = 8-16. Die Durchmesser der fibrillisierten Stäbe betrugen dabei 0,8 mm bis 1,1 mm. Die Streckgrenze der fibrillisierten Stäbe betrug nun: PGA (600 MPa), PGA/PLA (550 MPa), PHBA (400 MPa) und PDS (300 MPa).

BEISPIEL 4

Fibrillisierte PGA-Stäbe nach Beispiel 3 und in sich verstärkte, gesinterte Stäbe (Durchmesser 1,1 mm aus PGA-Suturen mit der Handelsbezeichnung "Dexon" Größe 3-0), die 50 mm lang waren, wurden bei 37ºC in destilliertes Wasser gelegt während 5 und 7 Wochen. Die Scherfestigkeit der fibrillisierten (f) und der gesinterten (s) Stäbe betrug nach der Herstellung f = 570 N und s = 300 N. Nach einer Hydrolysierung von 5 Wochen betrugen die entsprechenden Werte f = 160 N und s = 30 N. Nach 7 Wochen Hydrolysierung hatten die gesinterten Stäbe ihre Scherfestigkeit verloren, die fibrillisierten Stäbe wiesen noch 75 N Scherfestigkeit auf.

BEISPIEL 5

Fibrillisierte PGA-Stäbe nach Beispiel 3 (Länge 50 mm, Durchmesser 1,1 mm) wurden in einer Form zu Klammern gebogen, wie schematisch in Fig. 7a dargestellt. Die Biegetemperatur betrug 180ºC. Entsprechende Klammern aus selbstverstärktem PGA (Handelsbezeichnung "Dexon", Größe 3-0) wurden im Sinterverfahren nach EP-A-0,204,931 (FI 851828) bei höherer Temperatur und Druck in einer Klammer-Form hergestellt. Die Zugfestigkeit der fibrillisierten und der gesinterten Klammern wurde durch Ziehen in einer Prüfmaschine festgestellt, wobei die 10 mm langen Arme der Klammern in Bohrungen der Zugbacken gehalten waren, wie dies in Fig. 7b dargestellt ist. Der Bruch stellte sich an der Basis der Arme ein, wie dies Fig. 7b zeigt. Die fibrillisierten Klammern nach der Erfindung wiesen eine Zugfestigkeit von 300 N auf, die gesinterten Klammern eine solche von 120 N.

BEISPIEL 6

Fibrillisierte PLLA-Stäbe No. 4 nach dem Beispiel 1 wurden im Formpreßverfahren bei etwa 160ºC in einer Form zu 30 mm langen Schrauben gepreßt mit einem Kerndurchmesser von 1,1 mm und einer Gewindehöhe von 0,5 mm, wobei der Abstand zwischen den Gewindegängen 0,8 mm betrug. Die Zugfestigkeit dieser Schrauben betrug 300 N. Entsprechende Schrauben, hergestellt im Spritzgußverfahren aus PLLA wiesen eine Zugfestigkeit von 80 N auf und entsprechende in sich verstärkte Stäbe aus PLLA-Fasern, hergestellt wie in Beispiel 1 erwähnt, haben eine Zugfestigkeit von 150 N.

BEISPIEL 7

Fibrillisierte PLLA-Stäbe No. 3 (Länge 60 mm, Durchmesser 1,2 mm) nach Beispiel 1 wurden mit PDLLA (Mw = 100 000) beschichtet durch Eintauchen in eine 5%-ige Acetonlösung von PDLLA und Verdampfen des Lösungsmittels. Dies wurde mehrmals wiederholt, bis die Stäbe mindestens zu 40 Gew.-% aus PDLLA bestanden. Die beschichteten Stäbe wurden in einer zylindrischen Form bei 160ºC zu Stäben von 60 mm Länge und Durchmesser 4,5 mm gepreßt. Diese resorbierbaren Stäbe wiesen eine Biegefestigkeit von 450 MPa und einen Biegemodul von 14 MPa auf.

BEISPIEL 8

Poröse Hydroxyapatit (HA)-Stäbe (mit 50% offenen Poren, mit 4 mm Durchmesser und einer Länge vom 60 mm), die an ihrer Außenfläche 6 Längsnuten hatten nach Fig. 8a und im Schnitt Fig. 8b (Schnitt entlang der Ebene A-A von Fig. 8a) und resorbierbares Verstärkungsmaterial nach der Erfindung wurden zu Biokompositstäben (intramedullären Nägeln) verarbeitet. Das Material der Verstärkungselemente bestand aus fibrillisierten PLLA-Stäben (Länge 60 mm, Durchmesser 1 mm) nach dem Beispiel 1. Es wurden auch Faserbündel, die mit PDLLA beschichtet (ca. 0,1 mm dick waren und aus leicht verdrehten Fasern mit einem Durchmesser der einzelnen Fasern von 15 um und einer Zugfestigkeit von 800 MPa bestanden), verwendet. Eine 5% Gew./Vol. Acetonlösung von PDLLA (Mw = 100 000) wurde in die Nuten der HA-Stäbe gebracht und die fibrillisierten, resorbierbaren Stäbe, die ebenfalls mit dieser Lösung getränkt waren, wurden in die Nuten gepreßt. Die Stäbe hafteten in den Nuten, nachdem das Aceton verdampft war. Die HA-Stäbe mit den in den Nuten angebrachten PLLA-Stäben wurden danach noch mit Faserbündeln (die mit PDLLA beschichtet waren) umwickelt. Das Umwickeln wurde bei einer Temperatur von 150ºC durchgeführt, wobei die HA-Stäbe Bit mit mehreren Schichten in unterschiedlichen Richtungen umwickelt wurden bis zu maximal 0,4 mm Dicke. Beim Umwickeln wurde darauf geachtet, daß zwischen den Faserbündeln Teilflächen des Stabes frei blieben. Diese nicht bedeckten Teilflächen des HA-Stabes sind an der Oberfläche von Biokompositstäben sichtbar, wie schematisch in Fig. 8c gezeigt. Die resorbierbare Verstärkungsschicht des Stabes wurde in einer zylindrischen Form (Durchmesser 5,0 mm) geglättet. Das Biokomposit hatte eine Biegefestigkeit von 140 MPa, während die Biegefestigkeit des nur aus HA bestehenden Stabes 12 MPa war.
Der oben beschriebene Biokompositstab wurde für die Fixation einer Osteotomie des Oberschenkelknochens eines Kaninchens verwendet. Die Osteotomie wurde mit einer Diamantsäge ausgeführt etwa 1 cm unter dem Gelenk des Knochens. Die Osteotomie wurde mit Klammern zusammengehalten. Danach wurde ein Loch (Durchmesser 5 mm) vom großen Trochanter aus in den Markkanal des Oberschenkelknochens gebohrt. Der Biokompositstab wurde in die Bohrung eingeschlagen, bis das obere Ende des Stabes auf dem Niveau des Knochens lag. Danach wurden die Klammern entfernt, und das weiche Gewebe wurde mit einer resorbierbaren Sutur geschlossen. Die Tiere wurden wieder in ihre Käfige gesetzt und konnten sich nach der Betäubung sofort frei bewegen. Es wurden 20 Versuchstiere so behandelt. Nach 6 Monaten zeigte es sich, daß sämtliche Osteotomien gut verheilt waren. Histologische Untersuchungen an Knochen- Biokomposit-Proben zeigten, daß das Knochengewebe des Oberschenkelknochens in die offenen Poren des HA-Stabes hineingewachsen war.

Claims

1. Komposit für chirurgische Zwecke, für welches als Material ein resorbierbares (Co)Polymer ausgewählt worden ist, welches ausgerichtete, mindestens teilweise eine faserige Struktur aufweisende Baueinheiten enthält, die durch Strecken des festen Materials hervorgerufen wurde, dadurch gekennzeichnet, daß das Komposit eine Anordnung ist oder einen Teil einer Anordnung bildet, welche in der Knochenchirurgie Anwendung findet, wobei mindestens die Oberfläche der Anordnung eine profilierte Struktur aufweist, in der die genannten Baueinheiten mit faseriger Struktur enthalten sind.

2. Komposit nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die profilierte Struktur Baueinheiten mit mindestens teilweiser Ultraausrichtung aufweist.

3. Komposit nach den Ansprüchen 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, daß die profilierte Struktur eine Schubfestigkeit von mindestens 200 MPa aufweist und einen Schubmodul von mindestens 4 GPa hat.

4. Komposit nach den Ansprüchen 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, daß die profilierte Struktur eine Biegefestigkeit von mindestens 200 MPa aufweist und einen Biegungsmodul von mindestens 4 GPa hat.

5. Komposit nach einem der Ansprüche 1-4, dadurch gekennzeichnet, daß es zu einem netzartigen Gebilde geformt ist.

6. Komposit nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß aus dem netzartigen Gebilde gekrümmte Netze oder Rinnen geformt sind.

7. Verwendung eines Komposits, für welches als Material ein resorbierbares (Co)Polymer ausgewählt worden ist, welches ausgerichtete, mindestens teilweise eine faserige Struktur aufweisende Baueinheiten enthält, die durch Strecken des festen Materials hervorgerufen wurde, um daraus einen Teil einer Anordnung oder eine ganze Anordnung zur Anwendung in der Knochenchirurgie herzustellen, wobei mindestens die Oberfläche des Teiles oder der Anordnung eine profilierte Struktur aufweist, in welcher die Baueinheiten mit faseriger Struktur enthalten sind.