DE60034960T2

DE60034960T2 - Biologisch abbaubares polymer-/keramik-implantatmaterial mit bimodalemzersetzungsprofil

Info

Publication number: DE60034960T2
Application number: DE60034960T
Authority: DE
Inventors: Gabriele G. San Antonio NIEDERAUER; Neil C. San Antonio LEATHERBURY; Michael A. Taunton SLIVKA; Kristine San Antonio KIESWETTER
Original assignee: Osteobiologics Inc
Current assignee: Osteobiologics Inc
Priority date: 1999-11-01
Filing date: 2000-10-30
Publication date: 2008-02-14
Anticipated expiration: 2020-10-31
Also published as: EP1229858A2; AU3639301A; WO2001032072A3; ATE362777T1; DE60034960D1; EP1229858A4; CA2389627A1; WO2001032072A2; EP1229858B1

Description

QUERBEZUG ZU VERWANDTEN ANMELDUNGEN
Diese Anmeldung beansprucht die Priorität der vorläufigen Anmeldung 60/162 668, angemeldet am 1. November 1999.
HINTERGRUND
In den Vereinigten Staaten schreiten ungefähr 5-10% der sechs Millionen jährlich berichteten Knochenbrüche zu verzögerter Verbindung oder Nichtverbindung fort und erfordern mehrfache Behandlungen, um bei der Herstellung der Verbindung der Bruchstelle behilflich zu sein. Um bei der Knochenheilung zu helfen, können Defekte mit Autotransplantatknochen, Allotransplantatknochen oder synthetischem Knochentransplantatersatz behandelt werden. Von diesen Behandlungen sind derzeit lediglich 10% auf synthetische Ersatzmaterialien gerichtet. Anfänglich werden Patienten mit verzögerten Verbindungen oder Nichtverbindungen durch Ernten von autologem Knochengewebe behandelt. Die signifikanten zusätzlichen operativen Behandlungen, die benötigt werden, um Autotransplantat zu ernten (Cornell, C. N. et al., „Multicenter trial of Collagraft as bone graft substitute", (1991) J. Orthop. Trauma 5:1-8), können die Kosten für jede Behandlung um einige tausend Dollar erhöhen, was in nahezu 800 Million Dollar zusätzlichen Behandlungskosten resultiert. Im Vergleich hat eine Marktanalyse die mittleren Kosten für Ersatzmaterial auf 825 Dollar pro Behandlung bestimmt.
Weiterhin resultieren die autologen Knochenerntebehandlungen in beträchtlichem und oftmals lang andauerndem Schmerz, Beschwerden und Gefühllosigkeit. Studien haben gezeigt, dass ein Patient, von dem autologes Knochengewebe geerntet wurde, eine 8,6%ige Chance auf größere Komplikationen hat und eine 10,6%ige Chance für geringere Komplikationen (Younger, E. M. und Chapman, M. W., „Morbidity at bone graft donor sites," (1989) J. Orthop. Trauma 3(3):192-195). Morbidität an der Spenderstelle, von der berichtet wurde, dass sie so hoch wie 25% liegt, ist allgemein mit dem Risiko einer Infektion assoziiert, was signifikant Blutverlust erhöht, signifikant postoperativen Schmerz und signifikant Anästhesiezeit erhöht (Lane, J. M. und Bostrom, M. P. G., „Bone grafting and new composite biosynthetic graft materials," (1998) in American Academy of Orthopaedic Surgeons Instructional Course Lectures, W. D. Cannon, Jr., Hrsg., Seiten 525-534). Allotransplantatknochen wird aus Kadavern gewonnen und trägt das Potential der Übertragung von infektiösen Mitteln und variiert signifikant in der Einbringfähigkeit des Knochens (Schwartz, Z. et al., „Ability of commercial demineralized freeze-dried bone allograft to induce new bone formation," (1996) J. Periodontol. 67:918-926).
Knochenheilung ist ein sequentieller Prozess, der verschiedene Schritte beinhaltet (siehe 3). Wenn eine Beschädigung an der Stelle auftritt, durch Brüche oder Entfernen von Knochen aufgrund von chirurgischer Entfernung wie im Fall von Läsionen, tritt Knochennekrose in dem benachbarten Knochengewebe aufgrund von Veränderungen in Blut- und der Ernährungszufuhr auf (Ham, A. W. und Cormack, D.H., „Bone and bones," (1979) in Histophysiology of Cartilage, Bone and Joints, Anonymous, Seiten 450-456). Nach der Verletzung bildet sich ein Hämatom und die mitogene Aktivität, die mit neuer Knochenbildung assoziiert ist, steigt über die ersten vier Wochen an, was zu einer überbrückten verwebten Knochennarbe führt, die sich bei etwa sechs Wochen bildet. Während dieses Zeitrahmens tritt beträchtliche Überregulation von Molekülen, die bei der Knorpelbildung und endochontralen Knochenbildung beteiligt sind auf und ein unreifes Netz aus Knochengewebe bildet sich aufgrund der Wundheilungsantwort. Obwohl die Fragmente der Fraktur miteinander verbunden sind, ist dies oftmals von geringer Festigkeit. Substantielle Verbindung der Stelle wird zu dieser Zeit initiiert, tritt jedoch nicht signifikant auf, bis lamellare Knochen beginnen, diese Netzstruktur aufzufüllen, um eine kompakte lastaufnehmende Struktur zu bilden. Es wurde gezeigt, dass dieser Fortschritt bei etwa 18 Wochen bei Menschen auftritt (Roberts, W. E., „Bone tissue interface," (1988) J. Dent. Ed. 52:804-8-9) und bis zu einem Jahr bis zur Vervollständigung betragen kann (Ham and Cormack, 1979, supra).
Die kommerziell erhältliche erste Generation an synthetischen Knochenersatzvorrichtungen besteht aus Materialien, die über Zeitrahmen resorbieren, die nicht synchron mit dem Zeitrahmen der normalen Knochenreparatur sind. Die Kalziumphosphatkeramiken und -zemente und ihre collagenenthaltenden Komposits können in situ für bis zu einige Jahre verbleiben. Dies ist sehr viel länger als notwendig. Kalziumsulfatmaterialien resorbieren auf der anderen Seite innerhalb von zwei Monaten und sind nicht verfügbar für die Hauptmenge des Bruchheilungsprozesses. Letztendlich ist die Hauptmenge der derzeit erhältlichen Produkte für das Auffüllen von Knochendefekten indiziert. Kurz gesagt dienen sie als osteokonduktives Gerüst für die Knochenreparatur, sind aber nicht empfehlenswert für irgendeine Art von Lastaufnahme.
In den Vereinigten Staaten gibt es alleine über 450 000 Knochentransplantatbehandlungen jährlich. Spinale und generische orthopädische Frakturen betragen über 85% aller Transplantatbehandlungen. Die Fähigkeit, Chirurgen mit einem Material auszurüsten, welches sie in der Rolle von Autotransplantat bei schwierigeren Brüchen verwenden können, würde in einer beträchtlichen Einsparung von Gesundheitskosten aufgrund von verringerter chirurgischer Zeit, verringerten Erfordernissen für den Ersatz von Blut und einem beträchtlichen Nutzen für Patienten aus verringerter Morbidität resultieren. Weiterhin wäre, wenn das Implantat teilweise bis vollständige Belastung trägt, der Patient fähig, schneller zu gehen und die Möglichkeit, früher zur Arbeit zurückzukehren, erhöht. Die Verwendung von synthetischem Knochenersatzmaterial, welches vollständig abbauen kann, welches Knochenbildung durch Lieferung einer Quelle von knochenfreundlichen Ionen vorantreibt und welches eingeschränkte Gewichtsbelastung tragen kann, würde beträchtlichen klinischen Anreiz haben. Weiterhin kann ein Material, das an der chirurgischen Stelle gestaltet und geformt werden kann, dem Krankenhausmediziner erlauben, es für jeden spezifischen Fall maßzuschneidern.
Knorpelreparatur ist ebenfalls ein herausforderndes klinisches Problem, da wenn erwachsener Knorpel einmal Schaden erleidet, sei es traumatisch oder pathologisch, ein irreversibler degenerativer Prozess auftreten kann (Newman, A. P., „Current concepts: Articular cartilage repair," [1998] Am. J. Sports. Med. 26:309-324). Die resultierenden Defekte können weiter zu Osteoarthritis (ihren (Newman, 1998, supra, Buckwalter, J. A. und Mankin, H. J., „Articular cartilage: Degeneration and osteoarthritis, repair, regeneration and transplantation, [1998] in American Academy of Orthopaedic Surgery Instructional Course Lectures, W. D. Cannon, Jr., Hrsg., Rosemont, Am. Academy of Orth. Surgeons, Seiten 487-504). Versuche, Gelenkknorpel zu reparieren, haben die Implantation von künstlichen Matrizen, Wachstumsfaktoren, Perichondrium, Periosteum und transplantierte Zellen eingeschlossen, aber bisher wurde kein verlässlicher, reproduzierbarer Ansatz identifiziert.
Reparatur von Osteochondraldefekten beinhaltet zwei Arten von unterschiedlichen Geweben, Gelenkknorpel und Subchondralknochen. Beim Entwurf eines Multiphasenimplantats ist die Heilung der darunter liegenden subchondralen Bereiche an der Defektstelle kritisch beim Unterstützen des darüber liegenden neuen Knorpelregenerats. Über die letzten Jahrzehnte wurde gezeigt, dass die Verwendung von bioaktiven Gläsern, Kalziumphosphaten und ähnlichen Keramiken für die Knochenreparatur ihre Fähigkeit gezeigt hat, an Knochen zu binden und Knochenheilung zu beschleunigen (Hulbert, S. et al., „Ceramics in clinical applications, past, present, and future," [1987] in: High tech ceramics, P. Vinvenzini, Hrsg., Amsterdam, Elsevier Science publishers, Seiten 3-27; Hench, L. L., „Bioactive Implants," [1995] Chemistry and Industry 14:547-550; Jarcho, M., „Biomaterial aspects of calcium Phosphates: Properties and applications," [1986] Dental clinics of North America 30(1):25-47; deGroot, K. et al., „Significance of the porosity and physical chemistry of calcium Phosphate ceramics," [1988] Ann. N. Y. Acad. Sci. 523:272-277). Für subchondrale Knochenreparatur bei osteochondralen Defekten bei Kaninchen und Ziege haben bioaktives Glas und Hydroxyapatit jedoch zu gemischten Ergebnissen geführt.
Suominen et al. („Subchondral bone and cartilage repair with bioactive glasses, hydroxyapatite, and hydroxyapatite-glass composite,” [1996] J. Biomater. Mater. Res. 32:543-551) behandelten 4 × 4 mm osteochondrale Defekte in Oberschenkelknochen von Kaninchen mit bioaktivem Glas, Hydroxyapatit und Hydroxyapatit-Glas und berichteten von der Bildung von lamelarem subchondralem Knochen mit Wiederherstellung von hyalinähnlicher Knorpeloberfläche nach 12 Wochen. Auf der anderen Seite versuchten van Susante et al. (1998) „Chondrocyte-seeded hydroxyapatite for repair of large articular cartilage defects. A Pilot study in the goat," Biomaterials 19:2367-2374, 10 mm Knorpeldefekte in Oberschenkelknochen von Ziegen mit Chondrocyten wiederherzustellen, die in Fibrinklebstoff oben auf Hydroxyapatitzylinder suspendiert wurden. Aufgrund von unangemessener Fixierung des Implantats resultierte faserknorpeliges Reparaturgewebe.
Bioabbaubare Polymere, insbesondere Polylactid-co-glykolide, sind vollständig synthetisch, resorbieren natürlich innerhalb von Monaten und haben eine lange Geschichte der sicheren und wirksamen Verwendung in anderen medizinischen Anwendungen. Da diese Polymere zu Produkten abbauen, die natürlich im Körper gefunden werden und über normale physiologische Pfade eliminiert werden, haben viele Studien gezeigt, dass Polymilchsäure-(PLA), Polyglykolsäure-(PGA) und Polymilch-Polygalactosäure-(PLG) Polymere biokompatibel und nichttoxische Materialien sind (Kumta, S. M. et al., „Absorbable intramedullary implants for hand fractures, animal experiments and clinical trials," [1992] J. Bone Joint Surg. 74-B:563-566; Bucholz, R. W. et al., „Fixation with bioabsorbable screws fort he treatment of fractures of the ankle," [1994] J. Bone Joint Surg. 76-A:319-324).
Bioabbaubare Polymere wurden als erstes in den 1970ern als bioabbaubare Wundnähte, wie z.B. Vicryl^® und Dexon^®, eingeführt. Seit dieser Zeit wurden diese Materialien in kommerziell erhältlichen Vorrichtungen verwendet, die für Anwendungen verwendet werden, die von Interferenzschrauben zu Drahtstiften (tacks) und von Stiften für Bänder- und Sehnenheilung bis zur Bruchfixierung von gering belasteten Mittelgesichtsfrakturen reichen. Einer der Schlüsselvorteile dieser Familie von Materialien ist, dass die Abbaugeschwindigkeit maßgeschneidert werden kann, so dass sie von ungefähr zwei Wochen bis zu einigen Jahren rangiert. Die mechanischen Eigenschaften können ebenfalls maßgeschneidert werden als eine Funktion des Molekulargewichts des Polymeren, der Verarbeitung, Zusammensetzung und Kristallinität (Engelberg, I., und Kohn, J., „Physiomechanical properties of degradable polymers used in medical applications: A comparative study," [1991] Biomaterials 12:292-304; Eling, B. et al., „Biodegradable materials of poly(L-lactic acid): 1. Melt-spun and solution spun fibers," [1982] Polymer 23:1587-1593).
Bioaktive Keramiken sind eine andere Klasse von Materialien, von denen gezeigt wurde, dass sie hoch biokompatibel sind. Diese Materialien sind wohl charakterisiert und können oberflächenaktiv und/oder resorbierbar sein (deGroot, K., Biocompatibility of clinical implant materials, [1981] D. F. Williams, Hrsg., Seiten 199-222). Sie enthalten allgemein anorganische Ionen, die ähnlich zu tatsächlichen Bestandteilen der anorganischen Matrix aus Knochens sind und eine ausreichende Quelle für ionische Komponenten zur Verfügung stellen können, die Knochenzellen bekannt sind (deGroot, 1981, supra). Verschiedene Studien haben gezeigt, dass diese Materialien dazu fähig sind, direkt an weiches und hartes Gewebe zu binden und die Knochenheilung zu beschleunigen (Hulbert, S. et al., „Ceramics in clinical applications, past, present, and future," [1987] in High tech ceramics, P. Vinvenzini, Hrsg. Seiten 3-27; Hench, L. L., „Bioactive implants," [1995] Chemistry and Industry 14:547-550; Jarcho, M., "Biomaterial aspects of calcium phosphates: properties and applications. Reconstructive implant surgery and implant prosthodontics," [1986] Dent. Clin. North Am. 30:35-47; deGroot, K. et al., "Significance of the porosity and physical chemistry of calcium phosphate ceramics," [1988] Ann. New York Acad. Sci. 523:272-277). Die Verwendung von Biokeramiken in orthopädischen Anwendungen wurde seit 1890 berichtet (Dreesman, H., „Ueber Knochenplombierung," [1892], Bier Klin. Chir. 9:), ihre Verwendung war jedoch aufgrund ihrer inhärent brüchigen Natur eingeschränkt.
Bioabbaubare Implantatmaterialien, die im Stand der Technik bekannt sind, beinhalten solche, die in US Patent-Nm. 5 607 474 , erteilt am 4. März 1997, 5 397 572 , erteilt am 14. März 1995, 5 741 329 , erteilt am 21. April 1998, 5 876 452 , erteilt am 2. März 1999, 5 290 494 , erteilt am 1. März 1994, 5 656 450 , erteilt am 12. August 1997, 5 716 413 , erteilt am 10. Februar 1998, 5 863 297 , erteilt am 26. Januar 1999, 5 492 697 , erteilt am 20. Februar 1996 und den PCT-Veröffentlichungen WO 98/53 768 , veröffentlicht am 3. Dezember 1998, WO/98/24 483 , veröffentlicht am 11. Juni 1998 und WO 98/46 164 , veröffentlicht am 22. Oktober 1998, offenbart und berichtet sind.
Es wird ein Implantatmaterial benötigt, das in einer Art und Weise bioabbaubar ist, die mit der osteochondralen Heilung konsistent ist und dazu fähig, Gewicht aufzunehmen und schnelle Heilung von Knochen- und Knorpeldefekten voranzutreiben.
ZUSAMMENFASSUNG
Diese Erfindung stellt ein bioabbaubares Implantatmaterial zur Verfügung, welches ein ausgewähltes zweiphasiges Abbauprofil hat, aufweisend ein bioabbaubares Polymer mit einem Molekulargewicht zwischen 25.000 und 1.000.000 Dalton und mit einer im Wesentlichen gleichförmig darin verteilten bioabbaubaren Keramik, ausgewählt aus der Gruppe bestehend Kalziumsulfat und Kalziumphosphat. Vorzugsweise ist das Implantatmaterial im Wesentlichen nicht porös (vollständig kompakt), was bedeutet, dass die prozentuale Porosität weniger als etwa 5% ist.
Verfahren zur Herstellung von im Wesentlichen nicht porösen, therapeutischen Implantatmaterialien werden ebenfalls zur Verfügung gestellt, aufweisend das Herstellen des genannten Polymeren in ungehärteter Form, Einmischen von Teilchen einer bioabbaubaren Keramik in das genannte Polymer und Anwenden von Wärme und Druck auf die genannte Mischung, um ein im Wesentlichen nicht poröses, geschlossenes Implantatmaterial herzustellen. Verfahren zur Herstellung von porösen Implantaten, aufweisend das Herauslösen der bioabbaubaren Keramikmaterialien in vivo oder in vitro, werden ebenfalls zur Verfügung gestellt, wie auch die porösen Implantate selbst.
KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN
1 trägt grobe Auswertungen, basierend auf Kantenintegration, Knorpeloberfläche, Ausfüllfläche und Farbe/Opazität, für vier Implantatkonstrukte wie folgt auf: • Implantat A: 75:25 Polymilch-/Polyglykolsäure für die Knorpelphase und 75:25 Polymilch-/Polyglykolsäure für die Knochenphase, ♢ Implantat B: 75:25 Polymilch-/Polyglykolsäure mit 10% Faserverstärkung für die Knorpelphase und 75:25 Polymilch-/Polyglykolsäure mit 20% Faserverstärkung für die Knochenphase,
Implantat C: 75:25 Polymilch-/Polyglykolsäure mit 10% Faserverstärkung für die Knorpelphase und 55:45 Polymilch-/Polyglykolsäure mit 20% Bioglass^® für die Knorpelphase,
Implantat D: 75:25 Polymilch-/Polyglykolsäure mit 10% Faserverstärkung für die Knorpelphase und 75:25 Polymilch-/Polyglykolsäure mit 50% medizinischem Kalziumsulfat für die Knochenphase.
2 ist eine Zeitleiste in Wochen, welche die erwartete Knochenheilung bei verletztem Knochen (1) ohne jede Behandlung, (2) behandelt mit keramischen Implantaten gemäß Stand der Technik und (3) behandelt mit dem erfindungsgemäßen Implantatmaterial zeigt.
EINGEHENDE BESCHREIBUNG
Die Bezeichnung „bioabbaubar" bedeutet dazu fähig, sich über die Zeit im Inneren eines Patientenkörpers oder wenn mit Zellen verwendet, um Gewebe außerhalb des Körpers wachsen zu lassen, abzubauen. Ein therapeutisches Implantat ist eine Vorrichtung, die zum Ersatz eines Gewebedefekts bei einem Patienten (menschlich oder tierisch) verwendet wird, um das Einwachsen von Gewebe anzuregen und den Defekt zu heilen. Erfindungsgemäße Implantate können Zellen aufweisen.
Im Stand der Technik bekannte Polymere zur Herstellung von bioabbaubaren Implantatmaterialien können in dieser Erfindung verwendet werden. Beispiele für solche Polymere sind Polyglykolid (PGA), Copolymere aus Glykolid, wie z.B. Glykolid/L-Lactid-Copolymere (PGA/PLLA), Glykolid/Trimethylencarbonat-Copolymere (PGA/TMC), Polylactide (PLA), Stereocopolymere aus PLA, wie z.B. Poly-L-lactid (PLLA), Poly-DL-lactid (PDLLA), L-Lactid/DL-Lactid-Copolymere, Copolymere aus PLA, wie z.B. Lactid/Tetramethylglykolid-Copolymere, Lactid/Trimethylencarbonat-Copolymere, Lactid/δ-Valerolacton-Copolymere, Lactid--Caprolacton-Copolymere, Polydepsipeptide, PLA/Polyethylenoxid-Copolymere, unsymmetrisch 3,6-substituierte 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-valerolacton, Poly-ε-caprolacton, Methylmethacrylat-N-Vinylpyrrolidon-Copolymere, Polyesteramide, Polyester aus Oxalsäure, Polydihydropyrane, Polyalkyl-2-cyanoacrylate, Polyurethane (PU), Polyvinylalkohol (PVA), Polypeptide, Poly-β-maleinsäure (PMLA) und Poly-β-alkansäuren.
Bevorzugte bioabbaubare Polymere zur Verwendung bei der Herstellung der erfindungsgemäßen Materialien sind im Stand der Technik bekannt, einschließlich aliphatischen Polyester, vorzugsweise Polymeren aus Polymilchsäure (PLA), Polyglykolsäure (PGA) und Mischungen und Copolymere daraus, stärker bevorzugt 50:50 bis 85:15 Copolymere aus D,L-PLA/PGA, besonders bevorzugt 75:25 D,L-PLA/PGA-Copolymere. Einzelne Enantiomere von PLA können ebenfalls verwendet werden, vorzugsweise L-PLA, entweder alleine oder in Kombination mit PGA.
Das bioabbaubare Polymer in dem erfindungsgemäßen Implantatmaterial hat ein Molekulargewicht zwischen 25.000 und 1.000.000 Dalton, vorzugsweise zwischen etwa 40.000 und etwa 400.000 Dalton und besonders bevorzugt zwischen etwa 55.000 und etwa 200.000 Dalton.
Die erfindungsgemäßen bioabbaubaren Keramiken können hoch gereinigtes Kalziumsulfat, vorzugsweise von medizinischer Reinheit, beinhalten, verwendet in feinteiliger Form, so dass es eine Teilchengröße zwischen etwa 100 und etwa 1.000 μm und stärker bevorzugt zwischen etwa 250 und etwa 850 μm hat. Andere geeignete bioabbaubare Keramiken beinhalten Kalziumphosphat.
Verfahren zur Herstellung der erfindungsgemäßen Implantatmaterialien werden zur Verfügung gestellt, aufweisend Vermischen von Teilchen des bioabbaubaren Polymeren mit Teilchen der bioabbaubaren Keramik und Anwenden von Wärme und Druck auf die Mischung, um ein im Wesentlichen gleichförmiges kohäsives Implantatmaterial herzustellen. Die Bezeichnung „gleichförmig" bedeutet, dass im Wesentlichen jeder zufällig ausgewählte Teil des Volumens des Materials (groß genug, um mehrere Teilchen der bioabbaubaren Keramik zu enthalten) die gleiche Zusammensetzung und Eigenschaften hat, wie jeder andere Teil. Solche gleichförmigen Materialien haben die bioabbaubaren Teilchen darin „gleichförmig verteilt". Die Bezeichnung „kohäsiv" bedeutet, dass das Implantatmaterial nicht bröckelig ist und unter den gewöhnlichen Verwendungsbedingungen nicht bricht, einschließlich Implantation an Stellen, die Gewichtsbelastung erfordern. Vorzugsweise wird das Verfahren bei einer Temperatur ausgeführt die ausreicht, dass das bioabbaubare Polymer zumindest teilweise schmilzt. Für die Polylactid:Polyglykol (PLA:PGA)-Polymerzusammensetzung der bevorzugten Ausführungsformen ist die Temperatur zwischen vorzugsweise etwa 75°C und 100°C. Der Druck ist ausreichend, um das Material zu komprimieren und Luft zu eliminieren, und vorzugsweise ist er zwischen etwa 10 und etwa 100 ksi und stärker bevorzugt ist er zwischen etwa 20 und 50 ksi. Die Wärme und Druck können in einer erwärmten Form aufgebracht werden, wie z.B. einer hydraulischen Presse, sowie jener von Carver, Inc., Wabash, IN. Sie können auch mittels einer Extrusionsformvorrichtung aufgebracht werden, wie z.B. einem Einschraubenschmelzextruder, wie jenem von Randcastle Company, Cedar Grove, N. J.
Die Teilchen des bioabbaubaren Polymeren sollten fein genug sein, um homogene Dispersion innerhalb der Keramik sicherzustellen, und haben eine mittlere Größe vorzugsweise unterhalb etwa 60 Mesh.
Die Teilchen der bioabbaubaren Keramik haben eine mittlere Größe vorzugsweise unterhalb etwa 10 bis 300 Mesh, stärker bevorzugt zwischen etwa 20 und etwa 60 Mesh. Vorzugsweise sind diese Teilchen kugelförmig. Sie können aber auch unregelmäßig geformt sein, wie z.B. Fasern oder Ellipsoide.
Die erfindungsgemäßen Zusammensetzungen haben vorzugsweise ein Volumenverhältnis an bioabbaubarer Keramik zu bioabbaubarem Polymer von zwischen etwa 10:90 und etwa 70:30, vorzugsweise ist die Keramik zu etwa 20-50 Volumenprozent vorhanden.
Erfindungsgemäße poröse Implantatmaterialien können hergestellt werden durch Harten der Mischung aus bioabbaubarem Polymer und Teilchen aus bioabbaubarer Keramik unter Bedingungen von Wärme, Druck und Vakuum, die ausreichen, um Poren zu bilden, oder in dem die nicht porösen Materialien in vivo- oder in vitro-Bedingungen ausgesetzt werden, welche schnelleres Auflösen der bioabbaubaren Keramik als des bioabbaubaren Polymeren verursachen, wobei leere Räume für das Einwachsen von Zellen zurückbleiben.
Solche porösen Implantatmaterialien werden ebenfalls hierin zur Verfügung gestellt. Die Porosität wird durch Auswahl der Verhältnisse Polymer zu Keramik und ihre Teilchengrößen maßgeschneidert.
Die erfindungsgemäßen Implantatmaterialien haben vorzugsweise mechanische Eigenschaften, die ähnlich zu den inhärenten mechanischen Eigenschaften des aufnehmenden Gewebes sind, d.h. der Young-Modul ist vorzugsweise zwischen etwa 1 GPa und etwa 30 GPa für Anwendungen für Spongiosaknochen und teilweise gewichtaufnehmende Bereiche von Knochen, der Young-Modul ist vorzugsweise zwischen etwa 5 GPa und etwa 30 GPa für Anwendungen für kompakten Knochen und voll Gewicht aufnehmende Bereiche von Knochen.
Zylinder, Wafer, Kugeln, Streifen, Filme und unregelmäßig geformte Implantate, sowie feinteilige Knochentransplantatmaterialien, enthaltend bioabbaubare Keramiken, werden hierin zur Verfügung gestellt, ebenso wie bioabbaubare, polymere, handformbare Materialien, enthaltend bioabbaubare Keramiken und bioabbaubare polymere Materialien, die zur kontinuierlichen gleichmäßigen Freisetzung von bioaktiven Mitteln geeignet sind und die bioabbaubare Keramiken enthalten.
Die erfindungsgemäßen Implantatmaterialien können verwendet werden, indem die genannten Materialien zu Implantatvorrichtungen geformt werden, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Gewebegerüsten mit und ohne Zellen, körnigem Knochentransplantat-Ersatzmaterial, Multiphasen-Osteochondral-Implantaten, gewichtaufnehmenden Knochenimplantaten, nicht bis wenig gewichtaufnehmenden Implantaten für Fixierungsvorrichtungen, Drahtstiften, Stiften, Schrauben, Knochenauflagen und Filmen. Mehrphasenimplantate werden zum Beispiel in US Patent-Nr. 5 607 474 , erteilt am 4. März 1997, beschrieben.
Die erfindungsgemäßen Implantatmaterialien haben ein bimodales Abbauprofil, was bedeutet, dass die bioabbaubare Keramik als erstes abbaut. Die bioabbaubare Keramik baut etwa zweimal schneller ab als das Polymer. Die genauen Abbauzeiten werden bestimmt durch die Auswahl des Polymeren und der Keramik und durch den Metabolismus des umgebenden Gewebes. Dabei kann das bimodale Abbauprofil für die beabsichtigte Anwendung maßgeschneidert werden. Zum Beispiel baut die bioabbaubare Keramik für subchondrale oder Spongiosa-Knochenreparatur im Wesentlichen innerhalb von etwa 4 bis etwa 8 Wochen ab und das bioabbaubare Polymer baut im Wesentlichen innerhalb von 16 bis etwa 20 Wochen ab.
Die erfindungsgemäßen Implantatmaterialien können auch Fasern beinhalten, vorzugsweise bioabbaubare Fasern, wie in PCT-Veröffentlichung WO 98/53 768 , veröffentlicht am 3. Dezember 1998, beschrieben. Fasern sind vorzugsweise in einer Menge zwischen etwa 0 und etwa 60, stärker bevorzugt zwischen etwa 10 und etwa 50 Volumenprozent vorhanden.
Fasern sind Beispiele für Verstärkungskomponenten, die in den erfindungsgemäßen Implantatmaterialien geeignet sind. Die Verstärkungskomponente wird in einer kontinuierlichen Matrix suspendiert und kann in ihrer Art entweder faserig oder feinteilig sein. Faserverstärkung kann verwendet werden, um Materialien anisotrope oder Richtungsstabilität zu verleihen, insbesondere gute Biege- und Zugeigenschaften. Feinteilige Verstärkung erzeugt allgemein isotrope oder nicht gerichtete Festigkeit, die insbesondere gut bei Kompression wirkt.
Das erfindungsgemäße Implantatmaterial kann auch bei Körpertemperaturen in Übereinstimmung mit US Patent-Nr. 5 863 297 handgeformt werden.
Die erfindungsgemäßen Implantatmaterialien sind auch zur Implantation in Knochen, in Knorpel oder sowohl in Knochen als auch Knorpel geeignet, zum Beispiel mit mechanischen Eigenschaften, die sowohl auf Knochen als auch auf Knorpel passen, wie in US Patent-Nr. 5 607 474 gelehrt.
Implantate, die aus diesen Materialien hergestellt wurden, können mit Filmen bedeckt werden, wie in PCT-Veröffentlichung WO/98/24 483 , veröffentlicht am 11. Juni 1998, beschrieben, oder können in Übereinstimmung mit dieser Offenbarung und PCT-Veröffentlichung Nr. WO 98/46 164 , veröffentlicht am 22. Oktober 1998, zu Filmen und anderen Vorrichtungen geformt werden.
Kalziumsulfat erhöht den Speichermodul und verlangsamt den Abbau von Poly-D,L-lactid-co-glykolid (DL-PLG) und reduziert den Abbau-pH, was zu einem stärker sauren Abbauprofil führt. Materialien, zusammengesetzt aus 60% Kalziumsulfatpulver (< 150 μm) und 40% 75/25 DL-PLG behalten 31% ihres anfänglichen Speichermoduls über 5 Wochen Abbau bei 37°C, was von 3,46 GPa zu 1,08 GPa führt. Materialien, die aus Kalziumsulfat mit großer Teilchengröße (250-850 μm und 850-2 000 μm) hergestellt wurden (OsteoSet^TM-Pellets), zeigen einen niedrigeren anfänglichen Speichermodul relativ zu einer reinen PLG-Kontrolle. Bei fünfwöchigem Abbau verbleibt ein größerer Prozentanteil des Anfangswertes. In allen Fällen ist der Erweichungspunkt (oder physikalische Übergangspunkt des Materials bei oder unterhalb 37°C. OsteoSet^TM-Pellets tendieren dazu, den pH der Abbaulösung schneller zu reduzieren als Kalziumsulfatpulver.
BEISPIELE
Implantatherstellung und -charakterisierung

Multiphasenimplantatprototypen werden unter Verwendung von Poly(D,L-lactid-co-glykolid) (75:25 PLG oder 55:45 PLG) als Basismaterial hergestellt. PGA-Fasern (FR) und Kalziumsulfat (MGCS) mit medizinischer Reinheit werden als Additive verwendet, um die Steifheit und chemischen Eigenschaften zu variieren (Tabelle 1). Die sterilisierten Implantate bestehen aus einer Knochenphase (1,2 mm), einer Knorpelphase (2,7 mm) und einem dünnen festen Film (0,1 mm) oben darauf. Die Dicke der Knorpelphase wird bestimmt durch die mittlere Knorpeldicke an identischen Stellen für nicht untersuchte Tiere. Tabelle 1. Implantatkonstruktionen, einschließlich Art der Phase und Steifheit (in GPa), untersucht unter physiologischen Bedingungen. Alle Konstrukte beinhalten eine dünne Filmschicht oberhalb der Knorpelphase.

Implantat	Knorpelphase	Steifheit	Knochenphase	Steifheit
A	75:25 PLG	12±1,5	75:25 PLG	12±1,5
B	10% FR*-75:25 PLG	32±2,1	20% FR-75:25 PLG	48±5,4
C	10% FR-75:25 PLG	32±2,1	75:25 PLG + 50% MGCS***	1080±484

* faserverstärkt
*** Kalziumsulfat medizinischer Reinheit (vollständig kompakt – alle anderen sind 60 bis 70% porös)

Die Konstrukte bestehen aus drei Schichten: einem dünnen, vollständig kompakten Film auf der Gelenkoberfläche, einer porösen Knorpelphase und einer porösen oder vollständig kompakten Knochenphase, abhängig vom Implantattyp. Jede Phase wird getrennt wie unten im Detail angegeben hergestellt. Wenn Knochen- und Knorpelphasen der Implantate identisch sind, werden sie als eine einzelne Phase hergestellt.
75:25 PLG-Herstellung
Ein resorbierbares Polymilch-/Polyglykolsäure (PLG)-Copolymer mit einem Verhältnis von 75 D,L-PLA:25 PGA (Boehringer Ingelheim, Ingelheim, Deutschland) wird in Aceton aufgelöst und dann mit Ethanol gefallt. Die gefällte Gelmasse wird unter Vakuum und erhöhter Temperatur geknetet und expandiert, um ein poröses Konstrukt herzustellen.
FR-75:25 PLG-Herstellung
Um die faserverstärkten Komposits herzustellen wird 75 D,L-PLA:25 PGA-Polymer in Aceton gelöst. Polyglykolsäurefasern (FR) (Albany International, Mansfield, MA) mit einer Konzentration von 10 oder 20 Gewichtsprozent werden in Ethanol dispergiert und mit dem gelösten Polymer vermischt, um die Matrix zu fällen. Das gefällte Gel wird geknetet, um die Fasern zu dispergieren und vorzugsweise zu orientieren und unter Vakuum und erhöhter Temperatur expandiert, was in einem porösen Gerüst resultiert.
PLG-Film-Herstellung
Dünne Filme, zusammengesetzt aus 75 D,L-PLA:25 PGA, werden hergestellt mit einem Dickenbereich von 100 ± 30 μm. Fein gemahlenes Polymer wird zwischen zwei Blätter aus Aluminiumfolie gebracht und auf vorgeheizten Platten auf einer Laborpresse bei 250 ± 30°F gepresst, um eine vollständig kompakte Schicht herzustellen.
Zusammenbau der Implantate
Um die verschiedenen Phasen der Implantate zusammenzubauen, werden poröse Ausgangsmaterialien zu einer Dicke von etwa 1,2 mm, die für die Knorpelphase gedacht ist, 2,7 mm, die für die Knochenphase gedacht ist, oder 3,9 mm für Einzelphasen geschnitten. Unter Verwendung einer geringen Menge Lösungsmittel werden die verschiedenen Phasen zusammen „geklebt". Ein Auskernwerkzeug wird verwendet, um die Implantate zu einem Durchmesser von 3,0 mm auszustanzen. Nach der Herstellung wird Gaschromatographie an jedem Materialkonstrukt ausgeführt, um zu bestätigen, dass die Restlösungsmittelmengen weniger als 100 ppm sind. Zusammengebaute Implantate werden unter Verwendung von Ethylenoxid sterilisiert und belüftet, bis restliche Sterilisierungsmittelgehalte unterhalb von akzeptablen Mengen liegen.
Charakterisierung
Gelpermeationschromatographie wird verwendet, um das gewichtsmittlere Molekulargewicht (M_w) und die Polydispersität der beiden verwendeten PLG-Materialien zu messen. Da sich die PGA-Fasern nicht in dem Chromatographielösungsmittel lösen wird ihr Molekulargewicht nicht bewertet. Porosität der hergestellten Materialien wird aus dem Volumen und der Masse der Probenmuster berechnet. Kompressionssteifheit der Implantatmaterialien wird bestimmt unter Verwendung von unbeschränkter paralleler Plattenkompression mit 0,1 mm/mm/min unter physiologischen Bedingungen.
Implantation
Maßgefertigtes Werkzeug wird verwendet, um präzise Osteochondraldefekte mit 3 mm im Durchmesser und 4 mm in der Tiefe bei 16 spanischen Ziegen (22-38 kg) zu erzeugen. Um die lastaufnehmenden Umgebungen zu variieren, werden Defekte im medialen Oberschenkelgelenkkörper und der medialen Grenze des Patellargleitlagers lokalisiert. Die Hälfte der Implantate wird mit autologen Costochondral-Chondrocyten beladen (30 490 ± 11 000 Zellen), die 48 Stunden vor dem Eingriff aus dem knorpeligen Teil der 11. und 12. Rippen isoliert wurden. Bilaterale Defektstellen werden statistisch behandelt und 16 Wochen heilen lassen. Alle Tiere werden sofort nach der Operation vollständig belastet. Bei Euthanasie werden Kriterien grob bewertet (Kantenintegration, Oberflächenrauheit, Defektausfüllung und Farbe/Opazität, maximale Bewertung = 8). Entkalzifinierte histologische Schnitte werden ungefähr an der Kante, einem Teil und im Zentrum des Defekts genommen und mit H&E und SafraninO/Fast Green gefärbt. Schnitte werden auch durch Hyaluronidaseverdauung verarbeitet, um die Kollagenarchitektur zu analysieren. Die Schnitte werden durch einen unabhängigen Pathologen unter Verwendung einer Skala, die auf Frenkel et al. und Caplan et al. basiert, bewertet. Die Skala (maximale Bewertung = 25) charakterisiert die Art des vorherrschenden Gewebes (0-4), die strukturellen Charakteristiken (Oberfläche 0-3, Homogenität 0-2, Dicke 0-2, Bindung 0-2), zelluläre Veränderungen des Abbaus im Defektbereich (0-4) und im benachbarten Knorpel (0-3) und subchondrale Knochenrekonstruktion (0-5). Statistik wird unter Verwendung von nicht-parametrischer Analyse ausgeführt.

Um die Art und Organisation des Reparaturgewebes in dem Knorpelbereich detailierter einzuordnen, werden metachromatisches Einfarben und Kollagenarchitekturbewertungen ausgeführt und ihre Korrelation, sofern vorhanden, bestimmt. Tabelle 2. Bewertungsskala für Safranin-O-Färbung und Analyse des reparierten Knorpels mit polarisiertem Licht

Bewertung	Safranin-O-Färbung (SO)	Analyse mit polarisiertem Licht (PL)
4	Normal	Hyalin/normal
3	in der Nähe von Normal	Hyalin/nicht organisiert
2	moderat/gemischt	gemischt fibrillar/Hyalin
1	leicht/knapp	fibrillar/organisiert
0	Keine	fibrillar/nicht organisiert

Unter Verwendung der Bewertungsskala wie in Tabelle 2 beschrieben bewerteten fünf Blindbeobachter statistisch angeordnete Objektträger für Safranin-O-Färbung und Analyse mit polarisiertem Licht. Normale Gelenkknorpelschnitte wurden als positive Referenzkontrollen verwendet. Lineare Regression wird verwendet, um die Safranin-O-Bewertungen mit den Bewertungen aus der Analyse mit polarisiertem Licht zu korrellieren. Die Bewertungen von allen fünf Beobachtern für jede Probe werden für eine maximale Bewertung von 20 für jede der Safranin-O- und der Analysen mit polarisiertem Licht addiert.
Ergebnisse
Für alle Ergebnisse, die mit dem in vivo-Teil der Studie zusammenhängen, werden keine statistisch signifikanten Unterschiede unter den Tieren oder der linken/rechten Seite gefunden.
Implantatcharakterisierung:
Relativ zu Polystyrolstandards ist das gewichtsmittlere Molekulargewicht (M_w) und die Polydispersität (Pd) 70 kDa und 1,7 für das 55:45 PLG und 90 kDa und 1,8 für das 75:25 PLG Die Porosität für alle porösen Konstrukte rangiert zwischen 60 und 70%. Ergebnisse aus der mechanischen Untersuchung für Knorpel- und Knochenphasen sind in Tabelle 1 angegeben. Für die Knorpelphasenmaterialien erhöhen Verstärkung der porösen PLG-Gerüste mit 10% PGA-Fasern (Implantate B und C) signifikant den Kompressionsmodul gegenüber dem reinen Gerüst (Implantat A). Für die Knochenphasenmaterialien sind die Kompressionsmoduli für jede Formulierung signifikant verschieden voneinander. Die Knochenphase von Implantat C ist bei weitem die steifeste und am nächsten an dem Bereich von Eigenschaften, die zuvor von kortikalen und trabekulären Knochen berichtet wurden.
Grobe Beobachtungen:
Die Tiere tolerieren die bilateralen Operationen gut und alle Tiere sind direkt folgend auf die Genesung aus der Anästhesie beweglich. Die grobe Nekropsie der Hauptorgane und Lymphknoten zeigt keine Abnormalitäten, die mit den Implantaten zusammenhängen. Die groben Untersuchungen des Kniegelenks zeigen, dass kein Abrieb auf den gegenüberliegenden Gelenkoberflächen vorhanden ist und keine Entzündung der Synovialmembran und anderer Gelenkgewebe wird notiert. Visuelle Beobachtungen zeigen allgemein, dass neues Gewebe gut in dem nativen Knorpel integriert wurde, dass die Oberfläche der Reparaturstelle einigermaßen glatt ist und dass die Defekte nahezu vollständig mit Reparaturgewebe von ähnlicher Farbe und Textur zu dem benachbarten normalen Knorpel gefüllt sind. Dünne längliche Fissuren im neuen Knorpel sind stärker vorherrschend im Gelenkkörper als im Patellargleitlager. Reparaturgewebe im Patellargleitlager ist stärker opak und zeigt weniger vollständige Wiederherstellung der Oberfläche als im Gelenkkörper.
Die Summe der drei jeweiligen Kategorien (grobe Bewertungen, Kantenintegration, Knorpeloberfläche, Ausfüllfläche und Farbe/Opazität) ist in 1 aufgetragen. Grobe Bewertung zeigt keine statistisch signifikanten Unterschiede zwischen Zugabe/Weglassen von Zellen oder zwischen Implantattypen. Grobe Bewertung zeigt eine signifikant (p < 0,0001) höhere Gesamtbewertung für Defektheilung am Gelenkkörper (5,7 ± 0,98) als im Patellargleitlager (4,1 ± 0,96). Unterschiede zwischen Gelenkkörper und Patellargleitlager werden hauptsächlich bei der Kantenintegration und den Knorpeloberflächenkategorien gefunden. Die hauptsächlichen groben Bewertungen für die verschiedenen Implantattypen sind wie folgt eingeordnet: im Gelenkkörper, Implantattypen B = 6,0, C = 5,8, A = 5,3; im Patellargleitlager, Implantattypen A = 4,5, C = 3,9, B = 3,8.
Histologische Ergebnisse, H&E-Einstufung:
Gesamtqualitative Bewertungen der histologischen Objektträger zeigen, dass alle Gruppen einen hohen Prozentanteil an Hyalinknorpel und gute Knochenwiederherstellung zeigen.

Die Reproduzierbarkeit der Reparaturgewebehistologie ist innerhalb einer gegebenen Behandlungsgruppe recht konsistent und in den meisten Fällen ist eine Gruppe von vier Tieren ausreichend, um die Gesamtwirksamkeit einer gegebenen Behandlung auf Osteochondraldefektreparatur zu bestimmen. Die Integration von geheiltem Gewebe zeigt ausgezeichnete Bindung mit dem nativen Knorpel, was es manchmal schwierig macht, die originalen Defektbegrenzungen zu identifizieren. Die Dicke des Reparaturknorpels ist sehr nahe an dem des benachbarten Knorpels. Insgesamt wird wenig bis keine Knorpeloberflächenfibrillierung notiert. Die meisten Schnitte zeigen kein restliches Implantatmaterial, und falls vorhanden ist es in der Nähe des Bodens des originalen Defektumkreises im unteren Teil des Subchondralknochens lokalisiert. Entzündung ist immer subchondral und zu einem gewissen Grad mit allen Implantaten assoziiert. Die Heilung variiert mit der Lage des Defekts (Kante, einem Teil, Zentrum), wobei die beste Heilung an der Kante des Defekts auftritt und die schlechteste Heilung im Zentrum des Defekts auftritt. Fissuren werden häufiger in den Reparaturgeweben des Gelenkkörpers notiert als im Patellargleitlager. Fissuren werden meist, aber nicht immer, in der Nähe des Zentrums des Knorpelreparaturgewebes beobachtet. Die Gegenwart einer schmalen Zone von azellulärem Gewebe und Faserknorpel in der Nähe der Fissuren legt nahe, dass dies eher ein fokaler Strukturdefekt ist als ein Fehler beim Verbinden mit benachbarten Geweben. Implantat A zeigt stärkeres Chondrocytclustern und hat den geringsten Gehalt an Hyalinknorpel insgesamt. Implantat B zeigt eher hypozelluläres oder hyperzelluläres Reparaturgewebe mit degenerativen Veränderungen, die häufiger im benachbarten Gelenkknorpel auftreten. Implantat B zeigt auch die schlechteste subchondrale Knochenrekonstruktion. Implantat C zeigt die vollständigste Reparaturgewebeanbindung und die normalste Reparaturgewebezellularität. Tabelle 3. Mittel und Standardabweichung der histologischen Bewertungswerte

Behandlung	Implantat A	Implantat B	Implantat C
Hoch WB*/keine Zellen	16.0±2,4	15,8±1,9	15,3±2,2
Hoch WB/Zellen	13,8±2,4	15,0±1,2	16,8±2,6
Gering WB/keine Zellen	8,8±2,5	9,3±3,7	10,3±3,8
Gering WB/Zellen	14,3±7,46	10,8±4,7	12,8±3,8

* Gewicht aufnehmend

Gesamthistologische Bewertungswerte, die in Tabelle 3 dargestellt sind, sind nicht signifikant verschieden für die Zugabe/das Weglassen von Zellen oder für die verschiedenen Implantattypen. Die Gesamtwerte sind signifikant besser (p < 0,0001) für das Heilen von Defekten im Gelenkkörper als für das Patellargleitlager. An beiden Stellen ist die Einordnung, basierend auf den mittleren Gesamtbewertungen für die Implantattypen, wie folgt: C > B > A.
Die externe pathologische Bewertung der Histologie stimmt mit der internen Bewertung für alle Behandlungsfaktoren mit Ausnahme der hohen/geringen Gewichtsbelastung überein. Für die Histologiebewertung zeigt die externe Auswertung keine signifikanten Unterschiede für die Defektheilung zwischen dem Gelenkkörper und dem Patellargleitlager. Für alle anderen Behandlungsfaktoren, Implantatarten und Zugabe/Weglassen von Zellen stimmen jedoch die Ergebnisse aus den internen und externen Auswertungen überein. Bezüglich der Implantatarten ordneten die Pathologen den Implantattyp C ebenfalls als den mit der besten Knochengewebereparatur ein.
Safranin-O- und Kollagen-Architektur:

Eine direkte Korrelation wird zwischen den Safranin-O (SO)-Bewertungen und den Bewertungen mit polarisiertem Licht (PL) (R = 0,81) gefunden, wobei die SO- und PL-Bewertungen in Tabelle 4 dargestellt sind. Tabelle 4. Mittel und Standardabweichung der Safranin-O- und Bewertungen für polarisiertes Licht

Safranin-O-Bewertungen
Behandlung	Implantat A	Implantat B	Implantat C
Hoch WB/keine Zellen	17,5±3,3	19,5±1,0	18,0±1,8
Hoch WB/Zellen	17,0±1,6	18,5±1,3	19,0±0,8
Gering WB/keine Zellen	10,5±3,9	8,5±4,4	7,3±3,9
Gering WB/Zellen	12,8±1,5	12,0±2,2	10,5±2,5
Bewertungen für polarisiertes Licht
Behandlung	Implantat A	Implantat B	Implantat C
Hoch WB/keine Zellen	16,5±2,9	18,3±2,9	17,3±1,9
Hoch WB/Zellen	15,5±0,6	18,3±1,7	18,5±1,0
Gering WB/keine Zellen	11,8±4,0	8,5±4,2	8,3±2,2
Gering WB/Zellen	8,3±3,3	8,3±3,2	10,3±3,8

Beide Bewertungen ergeben keine signifikanten Unterschiede zwischen Zugabe/Weglassen von Zellen oder unter den Implantattypen. Jede Bewertung offenbart jedoch signifikant bessere (p < 0,0001) Heilung im Gelenkkörper (mittleres SO = 18,0, PL = 17,3) als im Patellargleitlager (mittleres SO = 10,6, PL = 8,8). Repräsentative Schnitte zeigen, dass gleichförmige intensive Färbung mit Safranin-O häufig zu einer organisierten Hyalinkollagenarchitektur korrespondiert. Diese Charakteristiken sind in dem Reparaturgewebe, welches in dem Gelenkkörper gefunden wird, vorherrschend. Im Gegensatz dazu tritt schwache Safranin-O-Färbung häufig auf, wo Kollagen faserig oder disorganisiert ist. Einige Fälle werden jedoch notiert, in denen eine Probe gleichförmige Safranin-O-Färbung hat und die Kollagenarchitektur faserig erscheint. Wenn die Safranin-O-Färbung im Reparaturgewebe, das im Patellargleitlager gefunden wird, variabel ist, ist die Kollagenarchitektur meist faserig und/oder disorganisiert. Die Gesamtgrobbewertungen korrelieren gut mit der Safranin-O-Färbung (R = 0,71) und der Bewertung mit polarisiertem Licht (R= 0,78), was zeigt, dass die Gesamtgrobbewertung ein guter Indikator für die Art des Reparaturgewebes ist, wie durch Proteoglycangehalt und Kollagenarchitektur berechnet.
Diskussion
Die vorliegende Untersuchung zeigt, dass fokale osteochondrale Defekte in hoch gewichtsbelasteten und gering gewichtsbelasteten Bereichen von distalen Oberschenkelknochen, behandelt mit verschiedenen Implantatkonstrukten, mit hyalinähnlichem Knorpel und gutem darunterliegendem Knochen repariert werden. Eine Vielzahl von Publikationen haben gezeigt, dass unbehandelte osteochondrale Defekte bei großen Tieren nicht spontan mit „perfektem" Gewebe regenerieren.
Die hohen und geringen Belastungen aufnehmenden Bereiche des distalen Oberschenkelknochens von verschiedenen Spezies wurden sowohl histologisch als auch mechanisch charakterisiert. Für Kaninchen, Affen und Hunde ist der Gelenkknorpel in den hoch gewichtaufnehmenden Bereichen dicker als in den wenig Gewicht aufnehmenden Bereichen, was damit übereinstimmt, was in dieser Studie für das Ziegenmodell beobachtet wurde. Geringes Gewicht aufnehmende Bereiche differieren biochemisch von hoch Gewicht aufnehmenden Bereichen. Da die Ergebnisse der groben Untersuchungen, die histologische Bewertungsskala und die Safranin-O/Kollagenarchitekturkorrelation alle signifikant bessere Heilung im Gelenkkörper als im Patellargleitlager zeigen, scheint es, dass das Implantatkonstruktionsdesign von vergleichbar komprimierbarer Steifheit und bevorzugter Anordnung der Gerüstarchitektur empfänglicher für die Reparatur am Gelenkkörper als am der Patellargleitlager ist. Diese Beobachtung wird für den Gelenkkörper weiter durch die höhere Einstufung der Gerüste mit steiferen Knorpelphasen (Implantate B und C) als das Kontrollgerüst (Implantat A) gestützt. Demzufolge erhöht eine Knorpelphase mit steiferen mechanischen Eigenschaften (ähnlich zu höher Gewicht aufnehmendem Knorpel) die Gelenkknorpelheilung.
Bezüglich der Reparatur des subchondralen Knochens haben wir keine signifikanten Unterschiede in ihren Gesamtheilungsbewertungen gefunden, obwohl die drei Implantate in der Knochenphasenzusammensetzung und Steifheit differieren. Implantat D, welches Kalziumsulfat enthält, rangiert in der gesamthistologischen Bewertungswertung und in den qualitativen Beobachtungen am höchsten. Demzufolge hat die Zugabe einer bioaktiven bioabbaubaren Keramik zu der Knochenphase des Konstrukts einen vorteilhaften Effekt auf die Gesamtosteochondralheilung.
In dieser Screeningstudie zeigt histologische Charakterisierung der Gelenkknorpelreparaturstellen, die mit drei Multiphasenimplantaten behandelt wurden, dass ein Implantatkonstrukt mit einer faserverstärkten Knorpelphase und 75:25 PLG/MGCS in höheren mittleren Bewertungen resultiert. Ergebnisse dieser Studie unterstützen unsere Hypothese, dass eine Knorpelphase mit steiferen mechanischen Eigenschaften die Gelenkknorpelheilung erhöht. Weiterhin hat die Kombination einer bioaktiven Keramik, wie zum Beispiel Kalziumsulfat, mit einem schneller abbauenden Polymer für die Knochenphase anscheinend ebenfalls einen vorteilhaften Effekt auf die Heilung.

Claims

Ein biologisch abbaubares Implantatmaterial mit einem ausgewählten zweiphasigen Zersetzungsprofil aufweisend ein biologisch abbaubares Polymer mit einem Molekulargewicht zwischen 25 000 und 1 000 000 Daltons und mit im Wesentlichen gleichförmig darin verteilter biologisch abbaubarer Keramik ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Calciumsulfat und Calciumphosphat.
Das Implantatmaterial nach Anspruch 1, welches im Wesentlichen nicht porös ist.
Das Implantatmaterial nach Anspruch 1, wobei das biologisch abbaubare Polymer ein Copolymer aus Polymilchsäure und Polyglycolsäure umfasst.
Das Implantatmaterial nach Anspruch 1, wobei die biologisch abbaubare Keramik sich zweimal so schnell zersetzt wie das biologisch abbaubare Polymer.
Das Implantatmaterial nach Anspruch 1, wobei die Partikelgröße der biologisch abbaubaren Keramik anfänglich zwischen 100 und 2000 μm ist.
Das Implantatmaterial nach Anspruch 2, welches eine mechanische Eigenschaft hat ähnlich der entsprechenden inhärenten mechanischen Eigenschaft des aufnehmenden Gewebes.
Das Implantatmaterial nach Anspruch 1, ebenfalls aufweisend biologisch abbaubare Fasern.
Das Implantatmaterial nach Anspruch 1, welches mit der Hand formbar ist zwischen Körpertemperatur und 55 °C.
Verfahren zum Herstellen eines biologisch abbaubaren Implantatmaterials nach Anspruch 1, bei welchem man: a) Partikel eines ausgewählten biologisch abbaubaren Polymers, das ein Molekulargewicht zwischen 25 000 und 1 000 000 Daltons hat, mit Partikeln einer ausgewählten biologisch abbaubaren Keramik ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Calciumsulfat und Calciumphosphat mischt; und b) Hitze und Druck auf die Mischung anwendet um ein im Wesentlichen gleichförmig kohäsives Implantatmaterial herzustellen.
Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Temperatur zwischen 75 und 100 °C ist.