DE69923290T2

DE69923290T2 - Biologisch kompatible struktur, die mittel zum gesteigerten fibrovaskulären einwachsen umfasst

Info

Publication number: DE69923290T2
Application number: DE69923290T
Authority: DE
Inventors: Arthur C. Perry
Original assignee: Perry Arthur C San Diego
Current assignee: Perry Arthur C San Diego
Priority date: 1998-01-22
Filing date: 1999-01-20
Publication date: 2006-04-06
Anticipated expiration: 2019-01-21
Also published as: DE69923290D1; CA2319019C; KR20010040390A; AU2328299A; ATE287244T1; EP1049423B1; US6063117A; WO1999037246A1; AU739493B2; CA2319019A1; EP1049423A4; KR100711610B1; EP1049423A1

Description

GEGENSTAND DER ERFINDUNG
Diese Erfindung bezieht sich auf biologisch kompatible Zusammensetzungen. Sie bezieht sich insbesondere auf ein Okularimplantat, das zur schnellen und wirksamen fibrovaskulären Integration von Leit- und/oder Bindegeweben nach der Implantation in die Augenhöhle eines anophthalmischen Säugetiers führt.
STAND DER TECHNIK
Seit mindestens 1884 suchten Chirurgen nach einem Mittel, um die kosmetische Wiederherstellung beim anophthalmischen Patienten zu verbessern. Daher wurde durch Verstärken des Trägers des künstlichen Auges und mit Hilfe von Versuchen, alle latenten Muskelbewegungen über eine Art direkter Verbindung zwischen dem Auge und dem Implantat direkt auf das künstliche Auge zu übertragen, nach Verbesserungen gesucht (Ruedemann A. D., „Plastic Eye Implant" Amer J Ophthalmol (1946) 29: 947–952).
Okularimplantate werden verwendet, um den Raum, der nach der Enukleation oder Entfernung verloren geht, zu ersetzen, um die Kosmetik psychologisch und die Wiederherstellung des anophthalmischen Patienten zu verbessern. Viele Materialien sind für diesen Zweck verwendet worden, angefangen mit Mule's hohlen Glassphären von 1884. (Mules, P. H., „Evisceration of the Globe, with Artificial Vitreous" Trans Ophthalmol Soc UK (1885) 5: 200–206) Mules verwendete eine hohle Glaskugel; diese Kugel bot einige Unterstützung für das obere Augenlid, war jedoch nicht dazu in der Lage auch das Unterlid vom chronischem Abwärtsdruck zu befreien. (Id.). Es ist notwendig den chronischen Abwärtsdruck auf das Unterlid zu verhindern, um die Charakteristika eines hängenden Lides von langzeitanophthalmischen Patienten abzubauen (Ruedemann A. D., „Plastic Eye Implant" Amer J Ophthalmol (1946) 29: 947–952, Durham D. G., „The New Ocular Implants" Am J Ophthalmol (1949) 32: 79–89).
Viele Innovationen bei Implantaten folgten Mule's Implantat, Implantate eingeschlossen, die aus Gold, Knorpel, Fett, Oberschenkelfaszie, Knochen, xenogenen Tieraugen, Silber, Vitallium, Platin, Aluminium, Schaumstoff, Wolle, Gummi, Seide, Katgut, Torf, Agar, Asbest, Kork, Eisen, Paraffin, Vaseline, Celluloid und Silikon bestehen. Silikonimplantate beinhalteten zum Beispiel Kugeln mit unterschiedlichen Designs, die solche, die fest, hohl und aufblasbar sind, einschließen. Glasperlen sind auch verwendet worden, um irreguläre Höhlungen in der Augenhöhle auszufüllen (Gougelmann, H. P., „The Evolution of the Ocular Motility Implant") Int Ophthalmol Clin (1976) 10: 689–711). Die meisten der aus diesen Materialien zusammengesetzten Implantate waren vollständig in die Augenhöhle eingelassen, was die herkömmliche Prozedur vor 1941 war (Gougelmann, H. P., „The Evolution of the Ocular Motility Implant" Int Ophthalmol Clin (1976) 10: 689–711).
1941 wurde ein kombiniertes Implantat und eine Acrylprothese von Ruedemann eingeführt (Ruedemann, A. D., „Plastic Eye Implant" Amer J Ophthalmol (1946) 29: 947–952). Die extraokularen Muskeln wurden mit dem hinteren Abschnitt dieses Implantates, das mit Gaze bedeckt war, verbunden. Dieses Ruedemann-Implantat wurde letztendlich aufgegeben, da es vor jeder Operation hergestellt werden musste und außerdem, weil häufig sekundäre Verfahren zum Strabismus notwendig waren, um spätere Positionsprobleme zu korrigieren. Dieses Implantat war teilweise exponiert und teilweise verdeckt.
Es gab viele andere Designabwandlungen von Orbita-Implantaten seit dem Ruedemann-Auge, verschiedene Implantate eingeschlossen, die, wenn sie angeordnet waren, teilweise exponiert und teilweise verdeckt waren; diese Implantate erlaubten durch einige exponierte Mittel, wie z.B. Zapfen, Stifte oder Schrauben, eine „Wechselwirkung" mit einem extern angeordnetem kontaktlinsenähnlichem künstlichen Auge (Gougelmann, H. P., „The Evolution of the Ocular Motility Implant" Int Ophthalmol Clin (1976) 10: 689–711).
Diese teilweise exponierten Implantate vermittelten dem künstlichen Auge eine gute Beweglichkeit, neigten jedoch zu Infektionen und Extrusion. Es wurden dann verdeckte Implantate entwickelt, um die Beweglichkeit durch spezielle Konturen auf der vorderen Seite des Implantates bereitzustellen, die mit entsprechenden Konturen auf der hinteren Seite des Auges übereinstimmten. Andere verdeckten Implantate verwendeten Magneten, um eine Art Kupplung zwischen dem Implantat und dem Auge zu erzielen.
Cutler verwendete eine Prothese, die ein Implantat mit einem Zapfen aufwies, um das Gewicht des künstlichen Auges vollständig abzustützen und alle latenten Bewegungen auf das Auge zu übertragen; Cutler-Prothesen hatten jedoch eine hohe Infektionsrate zur Folge, da das Material, aus dem das Implantat gebildet worden war, nicht fähig war eine robuste Wundschließung an der Zapfen-Implantat-Schnittstelle zu unterstützen (Cutler M. L., „A Positive Contact Ball and Ring Implant for Use after Enucleation" Arch Ophthal (1947) 37: 73–81).
In den letzten Jahren wurden poröse Okularimplantate, die aus Hydroxylapatit (HA) und porösem Polyethylen (PP) zusammengesetzt waren, zu anerkannten Alternativen für traditionelle nichtporöse Kugeln, die aus Silikon oder Acrylharz zusammengesetzt waren. Es werden jedoch auch andere Materialien verwendet. Zum Beispiel beschreibt Irina A. Filatova, et al., „Comparison of different carbon composites as orbital implants in rabbits" 1997 Clinical Research, Vol. 16, Nr. 3, S. 149–158, die Verwendung von porösen Kohlenstoff-Orbita-Implantaten mit einer Porengröße von 50 bis 100 Mikrometern.
Es gibt einige Abwandlungen im Stand der Technik bezüglich des Begriffs „Integration". Der Begriff wird verwendet, um jede Verbindung zwischen Geweben des Empfängers und dem Implantat (z.B. Vernähen eines extraokularen Muskels mit einer Drahtschleife) zum Ausdruck zu bringen. Wie jedoch im Kontext der vorliegenden Erfindung verwendet, sind integrierte Implantate poröse Implantate, die ein fibrovaskuläres Einwachsen aufrechterhalten können. Poröse Implantate haben den Vorteil, dass sie durch fibrovaskuläres Gewebe infiltriert werden, wodurch eine Resistenz gegenüber einer Infektion, einer Migration und Extrusion bereitgestellt wird. (Merritt, K., et al., „Implant Site Infection Rates with Porous and Dense Materials" J Biomed Mater Res (1979) 13: 101–8; Rosen, H. M., "The Response of Porous Hydroxyapatite to Contiguous Tissue Infection" Plast Recontr Surg (1991) 88: 1076–80; Dutton, J. J., "Coralline Hydroxyapatite as an Ocular Implant" Ophthalmology (1991) 98: 370–7; Shields, C. L., et al., "Lack of Complications of the Hydroxyapatite Orbital Implant in 250 Consecutive Cases" Trans Am Ophthalmol Soc (1993) 91: 177–189; Diskussion 189–95).
Ein integriertes Implantat bietet durch die Verwendung eines Beweglichkeits-/Stützzapfen ebenso die Möglichkeit der guten Beweglichkeit für ein künstliches Auge. Darüber hinaus kann ein integriertes Implantat, das einen Beweglichkeits-/Stützzapfen aufnimmt (zur Unterstützung des künstlichen Auges) ebenso helfen, die Entwicklung eines tieferen apikalen Sulcus (deep superior sulcus) und eines Entropions oder Ektropions des Unterlides zu verhindern und könnte andere langfristige strukturelle Defekte infolge des chronischen Gewichtes und Druckes vom künstlichen Auge verringern. (Gougelmann, H. P., „The Evolution of the Ocular Motility Implant" Int Ophthalmol Clin (1976) 10: 689–711).
Nicht alle porösen Implantate können eine Bewegung des Implantates über einen Beweglichkeits-/Stützzapfen direkt auf das künstliche Auge übertragen. Poröse HA-Implantate haben die Fähigkeit einen Beweglichkeits-/Stützzapfen aufzunehmen, da sie, wenn vollständig vaskularisiert, eine vollständige Epithelialisierung der Innenoberfläche der Zapfenhöhlung unterstützen können, wodurch das Implantat von der äußeren Umgebung abgeschottet wird und Infektionen verhindert werden. Poröses Polyethylen ist erst seit kurzem auf diese Art und Weise mit dem Auge gekoppelt worden. Für gewöhnlich ermöglichen poröse Polyethylenimplantate durch die Bewegung der Fornices einige Beweglichkeit, wenn die extraokularen Muskeln chirurgisch mit den Fornices oder dem Implantat verbunden werden.
Die Vaskularisierung in porösen Implantaten kann ein langwieriger Prozess sein, der 6 bis 10 Monate oder in einigen Fällen länger erfordert (Dutton, J. J., „Coralline Hydroxyapatite as an Ocular Implant" Ophthalmology (1991) 98: 370–7). Die Zapfenanordnung wird für gewöhnlich verzögert, bis das Implantat einen hohen fibrovaskulären Einwachsungsgrad zeigt, wie durch einige tatsächliche Mittel, wie z.B. Knochenscan oder MRI, festgestellt worden ist. (Baumgarten, D., et al., „Evaluation of Biomatrix Hydroxyapatite Ocular Implants with Technetium-99m-mdp" J Nucl Med (1993) 34: 467–468; DePotter, P., et al., „Role of Magnetic Resonance Imaging in the Evaluation of the Hydroxyapatite Orbital Implant" Ophthalmology (1992) 99: 824–830). Da das Anbohren des Implantates für die Anordnung des Beweglichkeits-/Stützzapfen für gewöhnlich verzögert wird, bis das Implantat vollständig vaskularisiert ist, kann die vollständige Wiederherstellung des Patienten durch die Geschwindigkeit und den Grad des fibrovaskulären Einwachsens begrenzt werden. Daher ist eine schnelle vollständige Vaskularisierung dieser Implantate wünschenswert. Vorherige Bemühungen zur Beschleunigung des Prozesses schlossen das Bohren von Löchern in HA-Implantate (Ferrone, P. J., und Dutton, J. J., "Rate of Vascularization of Coralline Hydroxyapatite Ocular Implants" Ophthalmology. (1992) 99: 376–379) und das Schneiden von Öffnungen in alle Beschichtungsmaterialien, wie z.B. Spender-Sklera, die zum Umhüllen des Implantates verwendet wurden, um den direkten Kontakt zwischen dem HA-Material und den stark vaskulären Geweben der Augenhöhlen zu erhöhen, ein.
Insbesondere poröse HA-Implantate haben bekanntermaßen die Fähigkeit einen Beweglichkeits-/Stützzapfen aufzunehmen, wodurch die direkte Übertragung einer Bewegung des Implantates auf das künstliche Auge ermöglicht wird. Bevorzugte Stützzapfen schließen jene ein, wie die, die z.B. in den anhängenden Anmeldungen mit der Seriennummer 08/241,960, angemeldet am 12. Mai 1994; 08/853,647, US 6,033,437 , angemeldet am 09. Mai 1997; und 08/886,600, US 6,099,564 , angemeldet am 01. Juli 1997, alle im Namen von Arthur C. Perry, offenbart sind.
Da die kosmetische und psychologische Wiederherstellung des anophthalmischen Patienten von der lebensähnlichen Bewegung und Position eines künstlichen Auges abhängen kann, sind Zusammensetzungen und Verfahren erforderlich, um die Geschwindigkeit des fibrovaskulären Einwachsens in ein Implantat zu verstärken, da ein solches Einwachsen eine Vorbedingung für das Anbohren des Implantates ist, um den Beweglichkeits-/Stützzapfen aufzunehmen.
Beliebte HA-Implantate aus Corralin, die derzeit erhältlich sind, weisen eine gemeldete Porengröße von 500 μm (HA500) auf (Interpore 500, Interpore International, Irvine, CA); diese Implantate ermöglichen ein hervorragendes fibrovaskuläres Einwachsen, haben jedoch eine raue Außenoberfläche, die infolge der Abschürfung der darüber liegenden Bindehaut und Tenon-Kapsel zur Exposition des Implantates nach der Operation führen kann. Um die Exposition des Implantates zu verhindern, fordert die derzeitige Praxis ein Einhüllen des Implantates in ein Material, wie z.B. die Spender-Sklera oder die Oberschenkelfaszie. (Perry, A. C., "Integrated Orbital Implants" Adv Ophthalmic Plast Reconstr Surg (1990) 8: 75–81). Jedoch haben Sorgen über eine HIV-Infektion und die zusätzlichen Operationen, die für das Beschaffen von Spender-Beschichtungsmaterial notwendig sind, zur Suche nach geeigneten alternativen Beschichtungsmaterialien geführt. (Dutton, J. J., "Coralline Hydroxyapatite as an Ocular Implant" Ophthalmology (1991) 98: 370–7). Daher besteht ein Bedarf für ein Okularimplantatmaterial mit einer glatteren Implantatoberfläche. Eine glattere Implantatoberfläche könnte die Abschürfung von Geweben in der Augenhöhle während und nach der Implantation verringern, ein tieferes Einsetzen des Implantates in die Augenhöhle erleichtern und die Zeit zwischen den Operationen verringern, da die Umhüllung mit einer zusätzlichen Beschichtung nicht erforderlich wäre.
Man fand heraus, dass sowohl Hydroxylapatit als auch poröse Polyethylenimplantate zur vollständigen Vaskularisation in der Lage sind. In WO 94/14390 werden zum Beispiel Orbita-Implantate offenbart, die aus porösem Hydroxylapatit, das von Korallen oder durch synthetische Mittel erhalten worden ist, gefertigt worden sind, die mit Kalziumsulfat, Fibroblastenwachstumsfaktoren, Polymilchsäure oder Polyglykolsäure zur Förderung der Vaskularisierung beschichtet sind, wobei ein poröses Hydroxylapatit mit einer niedrigen Dichte verwendet wird. In US 4,976,736 wird die Verwendung von Hydroxylapatitmaterial mit einem Porendurchmesser von etwa 200 μm für Knochengewebeersatz beschrieben und der Artikel von Peter A. D. Rubin et al., „Comparison of Fibrovascular Ingrowth into Hydroxyapatite and Porous Polyethylene Orbital Implants", 1994 Opthalmic Plastic and Reconstructive Surgery, Vol. 10, Nr. 2, S. 96–103 bezieht sich auf das fibrovaskuläre Einwachsen in poröse Orbita-Implantatstrukturen, die aus Polyethylen und Hydroxylapatit gefertigt sind, wobei die Orbita-Implantatstrukturen, die aus Polyethylen gefertigt sind, eine Porengröße von 150 bis 400 μm als auch eine durchschnittliche Porengröße von weniger als 150 μm aufweisen.
Die Hydroxylapatit-Implantate vaskularisieren schneller als das kommerziell erhältliche poröse Polyethylen (MedPor, Porex Surgical, College Park, Georgia). Wenn die interstitielle Porengröße des PP auf eine angenommene Porengröße von ca. 400 μm, die mit der gemeldeten Porengröße von kommerziell erhältlichem HA (z.B., Interpore, Irvine, CA) übereinstimmt, erhöht wurde, waren die Rate und das Ausmaß der Vaskularisierung von PP und HA noch ähnlicher, ein Befund der darauf hinweist, dass das Erhöhen der interstitiellen Porengröße die Vaskularisierung von porösen Implantaten positiv beeinflusst. (Rubin, P. A. D., et al. „Comparison of Fibrovascular Ingrowth Into Hydroxyapatite and Porous Polyethylene Orbital Implants" Ophthalmic Plastic and Reconstructive Surgery 10(2): 96–103 (1994)).
Dadurch fand man heraus, dass PP mit Porengrößen im 400 Mikrometerbereich ein besseres Einwachsen des Orbita-Gewebes zur Folge hat, als ein dichteres PP-Implantat mit einer interstitiellen Porengröße von etwa 150 μm. Durch die Autoren der vorherigen Studie wurde angemerkt, dass nicht feststand, in welchem Ausmaß eine weitere Erhöhung der Porengröße die Vaskularisierung verstärken würde, was eine Anleitung im Stand der Technik bereitstellen würde, dass auch größere Porenabmessungen wünschenswert wären. Wiederum wurde angemerkt, dass ein Bedarf zum Maximieren der Rate und des Ausmaßes des fibrovaskulären Einwachsens besteht, während die Entzündung und das Risiko für eine Infektion mit dem relativ großen Orbita-Implantat minimiert wird. Das maximierte Einwachsen des Weichgewebes in das Innere des Implantates verringert die Entzündungsreaktion der Zellen und das Risiko einer Infektion. (Rubin, P. A. D., et al. „Comparision of Fibrovascular Ingrowth Into Hydroxyapatite and Parous Polyethylene Orbital Implants" Ophthalmic Plastic and Reconstructive Surgery 10(2): 96–103 (1994)).
Gips (Plaster of Paris) ist ein biologisch kompatibles Material, das zusammengesetzt ist aus der Hemihydratform des Kalziumsulfats, das durch Erhitzen von Gipskalziumsulfatdihydrat zum Entfernen des Wassers hergestellt wird. (Alexander, H., et al., „Calcium-based Ceramics and Composites in Bone Reconstruction" CRC Critical Reviews in Biocompatibility (1987) 4: 43–77) Es ist biologisch hochkompatibel und ist erfolgreich zum Ausfüllen von Defekten in Knochen (Peltier, L. F., "The Use of Plaster of Paris to Fill Defects in Bone" Clin Orthop (1961) 21: 1–31), in der Zahnchirurgie und für die Orbita-Verstärkung (Geist, C. E., et al., „Orbital Augmentation by Hydroxylapatite-based Composites. A Rabbit Study and Comparative Analysis" Ophthalmic Plast Reconstr Surg (1991) 7: 8–22) verwendet worden. Wenn es mit HA-Partikeln zur Orbita-Verstärkung vermengt wird, zeigt sich, dass Kalziumsulfat innerhalb einiger Wochen nach der Implantation resorbiert wird. Darüber hinaus wurde das Einwachsen von Bindegewebe in Mischungen aus HA und Kalziumsulfat bei minimaler Entzündung (Geist, C. E., et al., „Orbital Augmentation by Hydroxylapatite-based Composites. A Rabbit Study and Comparative Analysis" Ophthalmic Plast Reconstr Surg (1991) 7: 8–22) beobachtet.
Daher besteht ein Bedarf für ein Orbita-Implantat mit so vielen der folgenden Eigenschaften wie möglich: Es sollte biologisch kompatibel, einfach vaskularisierbar und eine geringe oder keine Tendenz zur Extrusion, Migration oder Infektion (siehe, z.B., Dutton, J. J., „Coralline Hydroxyapatite as an Ocular Implant" Ophthalmology (1991) 98: 370–7) aufweisen; es sollte ebenso dazu dienen, einem künstlichen Auge Beweglichkeit zu verleihen, während es das Gewicht des Auges abstützt, um die empfindlichen und kosmetisch wichtigen Strukturen des Lides zu erhalten; und bevorzugt an ein künstliches Auge angebunden werden kann.
OFFENBARUNG DER ERFINDUNG
Eine poröse Orbita-Implantatstruktur für die Implantation in die Augenhöhle eines Säugetieres, die Poren mit einer Durchschnittsgröße von weniger als 200 Mikrometern umfasst, wobei die Struktur Hydroxylapatit umfasst. In bevorzugten Ausführungsformen haben die Poren eine Durchschnittsgröße von 50 bis 150 Mikrometer; eine Durchschnittsgröße von 60 bis 90 Mikrometer; eine Durchschnittsgröße von 75 bis 85 Mikrometer oder eine Durchschnittsgröße von etwa 77 Mikrometer. Die Struktur kann einen Wachstumsfaktor umfassen, wie z.B. den rekombinanten, humanen basischen Fibroblastenwachstumsfaktor beta. Die Struktur kann eine biologisch kompatible Beschichtung, wie z.B. Kalziumsulfat, Milchsäure, Polyglykolsäure oder tierisches Gewebe umfassen.
Es wird ebenso ein chirurgisches Verfahren zum Anordnen eines Implantates in einem Säugetier beschrieben, das eine Okular-Enukleation, -Entfernung hatte oder das einen Implantatersatz (d.h. „sekundäre Implantation") benötigt, wobei das Implantat ein schnelles Einwachsen von Bindegewebs- und Vaskulargewebe erzielt, wobei dieses Verfahren umfasst: Auswählen eines porösen Okularimplantates, das Poren mit einer Durchschnittsgröße von weniger als 200 μm umfasst; und Anordnen des Implantates in der Augenhöhle eines Säugetieres. Das Verfahren kann ferner einen Schritt zum Einbetten des Implantates unter dem Bindehautgewebe des Säugetieres umfassen. Das Verfahren kann ferner einen Schritt zum Umhüllen des Implantates vor dem Schritt zum Anordnen mit einem Material, wie z.B. Skleragewebe oder Kalziumsulfat, umfassen. Das Verfahren kann ferner das Applizieren eines Wachstumsfaktors zum Implantat, wie z.B. den rekombinanten, humanen basischen Fibroblastenwachstumsfaktor beta, umfassen.
Beschreibung der Figuren
1. Eine schematische Darstellung des Raster-Messung-Systems. Die Einschätzung des fibrovaskulären Einwachsens für jeden 1 mm Tiefe von der Kante des Probenmaterials wurde durch visuelle Abschätzung des Prozentsatzes an Gewebe innerhalb jeder Pore, die innerhalb eines. gegebenen Rasters liegt, vorgenommen.
2. Probenmaterial von HA500 im Querschnitt, das zwei Wochen nach der Operation explantiert worden ist. A, Hydroxylapatitmaterial; B, Pore; C, Raster. Signifikantes fibrovaskuläres Gewebe innerhalb des zugänglichen Porenraumes fehlte. Dieses Probenmaterial wurde mit ≤ 25% Eingewachsenem eingeordnet.
3. Probenmaterial von HA500 im Querschnitt, das vier Wochen nach der Operation explantiert worden ist. A, Hydroxylapatitmaterial; B, Porenfläche. Es wurde ein starkes fibrovaskuläres Einwachsen in den Porenbereich festgestellt.
Dieses Probenmaterial wurde mit 5100 Eingewachsenem eingeordnet.
4. Probenmaterial im Querschnitt von porösem Polyethylen, das acht Wochen nach der Operation explantiert worden ist. A, Polyethylenmaterial; P, Porenfläche, die fibröses Gewebe enthält; C, Poren enthalten ein Gefäß. Man beachte die Anwesenheit sowohl von fibrösen als auch vaskulärem Gewebe. Dieses Probenmaterial wurde mit ≤ 100% Eingewachsenem eingeordnet.
5. Probenmaterial von mit einem Wachstumsfaktor behandeltem HA200 im Querschnitt, das vier Wochen nach der Operation explantiert worden ist. A, Hydroxylapatitmaterial; B, Porenfläche, die fibrovaskuläres Gewebe enthält. Man beachte die direkte Auflagerung von hochvaskulärem Orbita-Gewebe auf dem Implantat. Dieses Probenmaterial wurde mit ≤ 100% Eingewachsenem eingeordnet.
6 Probenmaterial von mit Kalziumsulfat beschichteten HA500 im Querschnitt, das zwei Wochen nach der Operation explantiert worden ist. A, Hydroxylapatitmateril; B, Porenfläche; C, restliches Kalziumsulfat. Man beachte das Fehlen des fibrovaskulären Gewebes im Porenbereich und die Variation der Dicke der Kalziumsulfatbeschichtung.
7 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße für querverlaufende Abschnitte der HA200-Proben.
8 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße von längsverlaufenden Abschnitten der HA200-Implantate.
9 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße von HA500-Implantaten, die entlang querverlaufender Abschnitte gemacht worden sind.
10 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße, die entlang längsverlaufender Abschnitte der HA500-Implantate gemacht worden sind.
11 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße für die Implantate aus porösem Polyethylen.
12 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße, die von synthetischen Hydroxylapatit-Implantaten gemacht worden sind.
Verfahren zur Ausführung der Erfindung
Wie hier offenbart, wurde das fibrovaskuläre Einwachsen in zahlreiche poröse Okularimplantate in einem Tiermodell als eine Funktion der Implantatmaterialzusammensetzung, Porösität, Zugabe von Wachstumsfaktoren und Verwendung von Beschichtungen untersucht. Einundachtzig New Zealand White Rabbits wurden einer unilateralen Enukleation und Implantation mit Okularimplantaten unterzogen, die aus den folgenden Materialien Zusammengesetzt waren:

• korallines Hydroxylapatit (HA) („HA200") (Interpore 200., Interpore International, Irvine, CA);
• korallines Hydroxylapatit ("HA500") (Interpore 500, Interpore International, Irvine, CA);
• synthetisches HA ("synHA"); und
• poröses Polyethylen ("PP") hoher Dichte.

Die HA200-, HA500- und PP-Implantate wurden unbehandelt oder nach Behandlung mit dem rekombinanten, humanen basischen Fibroblastenwachstumsfaktor (Rh-βFGF) implantiert. Neun HA500-Implantate wurden nach Beschichtung mit Gips (Plaster of Paris) implantiert, um eine glatte äußere Oberfläche bereitzustellen. Die Implantate wurden nach 1-, 2-, 4- oder 8-Wochenintervallen entnommen und wurden histologisch untersucht.
Wie weiter unten dargelegt werden wird, wurden keine signifikanten Unterschiede beim Ausmaß des fibrovaskulären Einwachsens als Funktion der Implantatzusammensetzung festgestellt. Überraschenderweise wurden signifikante Steigerungen beim Einwachsen beim Vergleich von HA200- mit HA500-Implantaten festgestellt. Steigerungen beim Einwachsen wurden ebenso beim Vergleich von Rh-βFGF behandelten Implantaten mit unbehandelten Kontrollen festgestellt. Die Kalziumsulfat beschichteten Implantate zeigten eine geringere Vaskularisierung beim Vergleich mit den unbeschichteten Implantaten, obwohl der Unterschied nicht signifikant waren.
Zusammensetzung
Die zwei populärsten Materialien, die zur Herstellung von porösen Implantaten verwendet worden sind, d.h., Implantate aus PP und Implantate aus korralinem HA, wurden in den hier offenbarten Studien getestet. Synthetisches Hydroxylapatit wurde ebenfalls getestet. Es wurden keine signifikanten Unterschiede beim Einwachsen zwischen Implantaten festgestellt, die aus diesen Materialien (3 und 4) zusammengesetzt waren, obwohl sie deutlich unterschiedliche Technologien repräsentieren.
Porösität
Poröse Implantatmaterialien, wie z.B. HA und PP, besitzen viele der Eigenschaften, die derzeit für ein Okularimplantat als vorteilhaft erachtet werden und sie bieten deutliche Vorteile gegenüber festen, nicht porösen Kugeln. Diese bevorzugten porösen Zusammensetzungen ermöglichen es fibrovaskulärem Gewebe, in die Implantate hineinzuwachsen; man glaubt, dass das Vorhandensein von fibrovaskulärem Einwachsen die Migration innerhalb der Augenhöhlen verhindert und helfen kann, die Möglichkeit einer Infektion und der Exposition durch den Abbau des dünnen darüber liegenden Gewebes der Konjunktiva und Tenon's Kapsel zu minimieren (Buettner, H. und Bartley, G., „Tissue Breakdown and Exposure Associated with Orbital Hydroxyapatite Implants" Am J Ophthalmol (1992) 113: 669–673). Ein weiterer Vorteil der porösen Implantate ist ihre Fähigkeit, dass sie direkt mit den extraokularen Muskeln integriert sein können, wodurch die Übertragung aller latenten Muskelbewegungen auf das Implantat maximiert wird.
Die Bedeutung der Porengröße bei der Bestimmung der Natur des fibrovaskulären Gewebes wurde in der vorliegenden Studie untersucht. Es war eine überraschende Feststellung, dass das HA200 ein signifikant besseres Einwachsen zeigte als HA500. Man glaubt, dass dieses Ergebnis eine Folge der Tatsache ist, dass kleinere Poren, in diesem Fall mit 200 μm gemessene Poren, eher als Poren, die mit 500 μm gemessen wurden, das fibrovaskuläre Einwachsen fördern könnten. Bezüglich eines zusätzlichen Grundes ist dies eine klinisch wichtige Feststellung: HA200 Implantate haben eine glattere Oberfläche und könnten deshalb weniger dazu neigen, die darüber liegenden Gewebe abzuschürfen und werden wahrscheinlich weniger zu Expositionen führen. Es könnte auch einfacher sein, diese Implantate tiefer innerhalb der Augenhöhlen zu platzieren.
Wachstumsfaktoren
Wachstumsfaktoren waren in verbundenen medizinischen Bereichen erfolgreich und wurden vor relativ kurzer Zeit in der Ophthalmologie verwendet. Daher wurden die vorliegenden Studien durchgeführt, um die Anwendbarkeit von Wachstumsfaktoren in der Okularimplantatchirurgie zu bestimmen. Traditionelle Verfahren zur Extraktion von Wachstumsfaktoren aus der humanen Plazenta oder dem Rinderhirn waren mühsam und ineffektiv (Rieck, P., et al., „Human Recombinant βFGF Stimulates Endothelial Wound Healing in Rabbits." Current Eye Research (1992) 11: 1161–1172); jedoch machte der kürzliche Fortschritt in der rekombinanten DNA-Technologie es möglich, Wachstumsfaktoren in Größenordnungen herzustellen, die groß genug sind, um ihre therapeutische Verwendung zu einer praktischen Überlegung zu machen.
Der basische Fibroblastenwachstumsfaktor (FGF) wird innerhalb von Basalmembranen gelagert und könnte eine angiogenische Aktivität zeigen. Der rekombinante, humane basische Fibroblastenwachstumsfaktox wird aus E. coli durch rekombinante DNA-Techniken abgeleitet. Rh-βFGF ist ein 146 Aminosäuren-Polypeptid aus einer Familie von Wachstumsfaktoren, die eine hohe Affinität für Heparin zeigen und aus einer Reihe von Geweben, wie z.B. Auge, Retina, Gehirn, Hypophyse und humaner Plazenta extrahiert wurden (Folkman, J., und Klagsbrun, M., „Angiogenic Factors" Science (1987) 235: 442–447; Rieck, P., et al., „Recombinant Human Basic Fibroblast Growth Factor (Rh-βFGF) in Three Different Wound Models in Rabbits: Corneal Wound Healing Effect and Pharmacology" Exp Eye Res (1992) 54: 987–998). Es ist einer von vielen angiogenischen Faktoren, die in den letzten Jahren vollständig gereinigt worden sind, ihre Aminosäuresequenzen bestimmt und ihre Gene kloniert worden sind.
Rekombinanter humaner Fibroblastenwachstumsfaktor (Rh-βFGF) wurde in Studien mit Hornhaut von Hasen verwendet, um die epitheliale und endotheliale Wundheilung zu fördern (Rieck, P., et al., „Human Recombinant βFGF Stimulates Endothelial Wound Healing in Rabbits." Current Eye Research (1992) 11: 1161–1172).
Rh-βFGF wurde in der vorliegenden Studie aufgrund der belegten Fähigkeit dieses und verwandter Wachstumsfaktoren das Einwachsen von neuen kapillaren Blutgefäßen in vitro und in vivo (Montesano, R., et al., „Basic Fibroblast Growth Factor Induces Angiogenesis In Vitro" Proc Natl Acad Sci USA (1986) 83: 7297–7301; Baird, A., und Bohlen, P., „Fibroblast Growth Factors", In: Sporin, M. B., und Roberts, A. B., Hrsg. Peptide Growth Factors and Their Receptors 1. (New York, Springer-Verlag, 1991) zu induzieren, verwendet. Die Bildung von kapillaren Blutgefäßen ist ein komplexer Vorgang, der die endotheliale Zellproliferation, das Aussprossen von neuen Kapillaren, die Migration von Endothelialzellen und den Abbau der extrazellulären Matrix, welche die existierenden Kapillaren umgibt, einschließt.
Exogen angewendetes Rh-βFGF kann alle biologischen Aktivitäten, die für das Hervorrufen der Neovaskularisierung erforderlich sind, stimulieren (Rieck, P., et al., „Human Recombinant βFGF Stimulates Endothelial Wound Healing in Rabbits." Current Eye Research (1992) 11: 1161–1172).
Die vorliegenden Studien untersuchten, ob Rh-βFGF an PP- und HA-Implantaten befestigt werden könnte und wenn dem so ist, ob sie die Vaskularisationsrate steigern würden.
In den vorliegenden Studien zeigten alle Implantate, die mit Rh-βFGF behandelt worden sind, signifikante Steigerungen beim fibrovaskulären Einwachsen verglichen mit identischen unbehandelten Implantaten (5). Dieser Befund ist im Hinblick auf das Ziel, die Latenz des Zapfeneinpassens (pegfittings) nach der Enukleation, Entfernung oder sekundären Implantation zu verringern, klinisch signifikant. Es ist ebenso bemerkenswert, dass man bei keinem der Implantate, die in den vorliegenden Studien mit Rh-βFGF behandelt worden sind, trotz deutlicher postoperativer Entzündung in den Augenhöhlen, die diese Implantate enthalten, beobachtete, dass sie zu irgendeiner Zeit exponiert waren.
Auch wenn vorherige Studien mit Hornhaut zeigten, dass Rh-βFGF in Hasen toleriert wird, wurde eine Entzündungsreaktion, die durch ein zunehmendes Erythem und Orbita-/periorbitales Ödem charakterisiert war und die größer war als normal, während der ersten 72 Stunden beobachtet. Jedoch gab es keinen Abstoßungsvorfall oder eine Infektion und nach 72 Stunden zeigten die Hasen keine ungewöhnlichen Symptome. Wie vom Durchschnittsfachmann anerkannt, legt dieser Befund nahe, dass Rh-βFGF bis zu einem gewissen Grad an die Implantate bindet und das eine geringere Dosis in allen zukünftigen Situationen verwendet werden könnte.
Wie vom Durchschnittsfachmann anerkannt, müssen Bedenken in bezug auf die Sicherheit von Wachstumsfaktoren, wie z.B. die systemische Absorption, berücksichtigt werden, wenn sie als Mittel zur Steigerung des fibrovaskulären Einwachsens in diese Implantate verwendet werden. Zumindest eine vorherige Studie zeigte keinen Beleg für eine systemische Absorption, wenn Rh-βFGF auf der Hornhaut von Hasen appliziert wurde, um seine Rolle beim Heilen des Hornhautepithels zu untersuchen (Rieck, P., et al., „Recombinant Human Basic Fibroblast Growth Factor (Rh-βFGF) in Three Different Wound Models in Rabbits: Corneal Wound Healing Effect and Pharmacology" Exp Eye Res (1992) 54: 987–998); obwohl dessen Verhalten beim Anordnen innerhalb der Orbita-Gewebe unterschiedlich sein könnte.
Kalziumsulfatbeschichtung
Spender-Sklera und andere Abdeckungen werden von Chirurgen verwendet, um mehrere therapeutische Vorteile bereitzustellen, wie z.B. um: das Anbinden von extraokularen Muskeln an HA-Implantate zu erleichtern, um ein Anordnen des Implantates tief innerhalb der Augenhöhle zu ermöglichen und um den Gewebeabbau über der rauen vorderen Oberfläche der HA-Implantate zu verhindern. Biologisch kompatible Beschichtungen, die zusammen mit Orbita-Implantaten verwendet werden, schließen Polymilchsäure, Palyglykolsäure und tierische Gewebe, wie z.B. Sklera und Faszie, ein. Derzeit bevorzugte Beschichtungen werden in der anhängigen U.S. Anmeldung der Seriennummer 08/241,960, die am 12. Mai 1994 im Namen von Arthur C. Perry angemeldet worden ist, offenbart.
Wie hier offenbart, wurde Kalziumsulfat verwendet, um die HA-Kugeln derart zu beschichten, um einige der oben beschriebenen therapeutischen Vorteile von Sklera-Umhüllungen bereitzustellen.
Ein mit einer glatten Beschichtung hergestelltes HA-Implantat, dass diese Ziele erreicht, während es die Vaskularisierung nicht behindert, würde mehrere Vorteile bieten. Zum Beispiel würden die Kosten für das Erhalten von gelagertem Sklera gespart und Zeit für chirurgische Eingriffe würde reduziert, insbesondere relativ zur Verwendung von autologem Sklera. Zusätzlich könnten Bedenken zur Infektiösität von Spendergewebe verringert werden, da einige Patienten sich geweigert haben, ein HA-Implantat, das mit allogenischem Sklera beschichtet ist aufgrund auch nur eines theoretischen Risikos einer Virusübertragung, wie z.B. HIV, zu akzeptieren (Dutton, J. J., „Coralline Hydroxyapatite as an Ocular Implant" Ophthalmology (1991) 98: 370–7). Obwohl das vorbeschichtete HA-Implantat nicht die Funktion von Sklera- oder anderen Gewebeumhüllungen als ein einfaches Mittel für das Anbinden der extraokularen Muskeln ersetzen könnte, binden einige Chirurgen bereits routinemäßig die Muskeln direkt an das HA, ohne die Verwendung einer Sklerahülle.
Die hier offenbarten Implantate wurden mit einer relativ dicken Gipsschicht, d.h., Kalziumsulfat mit einer Dicke von etwa 1 bis 1,5 mm, beschichtet. Die Kalziumsulfatbeschichtung war zum Zeitpunkt der Explantation in allen Fällen (6) immer noch sichtbar. Während es den Anschein hatte, dass das Material von der Augenhöhle des Hasen gut toleriert wird, verschwanden zwei der Kalziumsulfat beschichteten HA-Implantate in den vorliegenden Studien und es wurde angenommen, dass sie vor der Entnahme freigesetzt und ausgestoßen wurden. Die Orbita-Gewebe in diesen Hasen waren im übrigen ihrem Anschein nach gesund.
Obwohl die Kalziumsulfat beschichteten Implantate keinen signifikant niedrigeren Grad des fibrovaskulären Einwachsens zeigten, könnte der Verlust von 2 Probenstücken die statistische Aussagekraft dieser Ergebnisse beeinflusst haben, da die visuelle Untersuchung eine gewisse Inhibition des Einwachsens zeigte. Kalziumsulfatbeschichtung könnten immer noch nützlich sein, obwohl dünnere Beschichtungen mit Kalziumsulfat die gewünschten Wirkungen besser erreichen könnten. Zusätzlich könnte ein kontrollierteres Anwendungsverfahren für die Beschichtung wünschenswert sein, um Infektionen zu minimieren und um sicherzustellen, dass die gewünschte Dicke erzielt werden kann.
Die vorliegenden Daten betreffend das fibrovaskuläre Einwachsen sind infolge ihres Statuses als eine Vorbedingung für die vollständige Integration von porösen Okularimplantaten und da sie zum Erzielen der vollständigen kosmetischen und psychologischen Wiederherstellung eines anophthalmischen Patienten notwendig sein könnten, von Bedeutung, da nur ein vollständig vaskularisiertes Implantat einen Beweglichkeits-/Stützzapfen aufnehmen kann.
BEISPIELE
Die vorliegenden Beispiele untersuchen die Rate und den Grad des fibrovaskulären Einwachsens in herkömmliche poröse Okularimplantate als eine Funktion der Materialzusammensetzung, Porösität, Behandlung mit Wachstumsfaktoren und der Anwendung einer Kalziumsulfat (Gips)-Beschichtung.
Die vorliegenden Ergebnisse zeigen, dass kleinere Porengrößen, minimale physikalische Barrieren für das Einwachsen und aktive Wachstumsinduzierung durch Mittel wie Wachstumsfaktoren, Mittel zum Erzielen der Geschwindigkeit und des Niveaus beim Einwachsen sind, die für das Erzielen des besten chirurgischen Ergebnisses und der Patientenzufriedenheit mit porösen Okularimplantaten notwendig sind. Besonders überraschend war, dass kleinere Porengrößen zu einem verstärkten fibrovaskulären Einwachsen führten.
Beispiel 1: Chirurgische Enukleation
Die in den Studien bezüglich der vorliegenden Erfindung involvierten Tiere wurden in Übereinstimmung mit dem Animal Welfare Act von 1996, wie abgeändert, und dem Guide for the Care and Use of Laboratory Animals, der durch das Institut für Laboratory Animal Resources, National Academy of Sciences-National Research Council, wie gefordert durch SECNAVINST 3900.38B gefordert, hergestellt worden ist, beschafft, gehalten und eingesetzt.
Die Enukleation des rechten Auges wurde bei 81 New Zealand White Rabbits mit einem Durchschnittsgewicht von 3 kg durchgeführt. Es wurde eine intramuskuläre Anästhesie von 50 mg/kg Ketamin und 5 mg/kg Xylazin verabreicht. Den Hasen wurde auch eine IM Dosis 0,25 cc Penicillin G verabreicht. Das periorbitale Fell wurde abrasiert und das rechte Auge und der periorbitale Bereich wurden mit Betadin-Lösung präpariert. Eine retrobulbäre Injektion an Xylocain 1% mit Epinephrin 1:100.000 wurde verabreicht und die chirurgische Stelle wurde auf sterile Weise abgedeckt.
Nach einer vollständigen Zirkumzision wurden die extraokularen Muskeln mit einer zweiarmigen 5-0 Vicrylnaht markiert und wurden dann vom Augapfel gelöst. Die Muskeln wurden im infernasalen Quadranten und dem supero-lateralen Quadranten isoliert. Nach genauer Betrachtung erscheint der Muskelkomplex im supero-lateralen Quadranten aus zwei Muskeln zusammengesetzt zu sein, d.h., einem Rektus inferior mit einem angebundenen M. obliquus auricularis. Der Augapfel wurde enukleiert und für die Hämostase wurde ein Druck auf die hintere Augenhöhle ausgeübt.
Beispiel 2: Kalziumsulfatbeschichtung
Um das Niveau der Kalziumsulfatinfiltration in die Poren zu kontrollieren, wurden die korallinen HA-Implantate mit Wasser gefüllt und vor der Applizierung des Kalziumsulfats eingefroren. Alle Implantate mit Ausnahme derer, die mit Rh-βFGF behandelt wurden, wurden durch Autoklavieren vor der Implantation sterilisiert. Die mit Rh-βFGF behandelten Implantate wurden vor der Applizierung des Wachstumsfaktors in einer sterilen Lösung autoklaviert.
Beispiel 3: Chirurgische Implantation der zahlreichen Implantate
In allen Fällen wurden zwölf Millimeter Okularimplantate für die Implantation vorbereitet. In einer vorherigen Studie fand man heraus, dass 14 mm Implantate zu einer höheren Expositionsrate führten (Rubin, P. A., et al., „Comparison of Fibrovascular Ingrowth into Hydroxyapatite and Porous Polyethylene Orbital Implants" Ophthalmic Plast Reconstr Surg (1994) 10: 96–103), möglicherweise in Folge der geringen Größe der Hasenaugenhöhle (J. K. Popham, persönlicher Bericht, 1995).
Alle Implantate wurden vor der Implantation in einer 20 mg/ml Lösung mit Gentamicin eingetaucht, mit Ausnahme derer, die mit dem Fibroblastenwachstumsfaktor (Rh-βFGF) behandelt worden sind, die in einer sterilen Lösung vorlagen. Rh-βFGF wurde vom Department of Cell Biology, Scripps Research Institute, La Jolla, CA erhalten. Es wurde bei –80°C gelagert und über eine Endotoxin-Säule geleitet, um bakterielles Endotoxin zu entfernen, bevor es auf eine Konzentration von 10 μg/ml verdünnt wurde. Die Konzentration wurde durch ein Proteinassay und Spektrophotometrie verifiziert.
Die Implantate wurde nach ihrem Typ getrennt und in sterilen 30 ml Spritzen, die dann mit ausreichend Lösung gefüllt wurden, um das Implantat vollständig unterzutauchen, angeordnet. Jede Spritze wurde mit einer Kappe verschlossen, der Spritzenschaft wurde zurückgezogen, um ein leichtes Vakuum zu erzeugen, und der Spritzenkörper wurde geschüttelt, um Restluft aus dem Implantat freizusetzen. Die Implantate wurden über Nacht bei 4°C inkubiert. Vor der Implantation wurden die Implantate zweimal vorsichtig mit sterilem PBS gespült.
Alle Implantate wurden durch ihre entsprechenden Hersteller zugeliefert. Die Kalziumsulfat- und Rh-βFGF-Behandlungen wurden wie hier beschrieben angewendet.
Jedes 12 mm Implantat wurde im Zentrum der Augenhöhle zwischen den Muskeln angeordnet und die Muskeln wurden über dem vorderen Teil des Implantates miteinander vernäht. Da alle Implantate ohne Umhüllung angeordnet wurden (d.h., befanden sich nicht innerhalb einer Sklera-Hülle), wurden sterile Kunststoffhülsen um die Implantate herum erzeugt, die aus chirurgischen Abdecktüchern und Handschuhen gefertigt wurden, um das Einsetzen der Implantate tief in die Augenhöhle zu erleichtern. Nach der Implantatinsertion wurde das Hülsenmaterial entfernt, die Konjunktiva wurde akribisch mit einer 5-0 Vicrylnaht verschlossen, eine Standard ophthalmische antibiotische Salbe wurde in der Augenhöhle aufgetragen und die Lider wurden mit mindestens einer 5-0 Vicrylnaht zusammengenäht, um das Einbringen von Salbe nach der Operation zu ermöglichen. Die Hasen wurden individuell eingesperrt, nachdem sie sich von der Anästhesie erholt hatten, und alle wurden während der ersten Woche nach der Operation genau beobachtet. Antibiotische ophthalmische Salbe wurde während der ersten Woche nach der Operation täglich aufgetragen.
Beispiel 4: Chirurgische Explantation
Für die Explantation wurden die Hasen zu den vorbestimmten Intervallen mit intramuskulär verabreichtem Ketamin und Xylazin gefolgt von 2,5 ml intrakardialem Beuthanasia-D getötet. Die Implantate und umliegenden Gewebe wurden entfernt und in Formalin fixiert. Jedes Probenstück wurde dann in Wasser eingeweicht, in Alkohol dehydriert, vakuuminfiltriert und dann in Methylmethacrylat eingebettet.
Beispiel 5: Analyse der Probenstücke
Die Probenstücke wurden mittels einer feuchten Diamentenbandsäge durch das Zentrum in 1 bis 2 mm Querschnitte zerschnitten. Die Schnitte wurden auf Objektträgern befestigt, mittels des Sandwich-Verfahrens zurechtgeschnitten und auf eine Dicke von ca. 200 μm heruntergeschliffen. Alle Probenstücke wurden mittels der Fibrinfärbung von Ladewig gefärbt.
Alle Querschnitte wurden bei einer Vergrößerung von 50 × mittels eines darüber liegenden 1 mm Gitters untersucht. Jede Einzelprobe von 1 mm Tiefe (Niveau) vom Rand des Implantates wurde in 4 unterschiedlichen Quadranten durch 2 Untersuchende, für insgesamt 8 Messungen pro Niveau mit der Ausnahme für das innerste Niveau (die Schnittfläche der Achsen), das zweimal vermessen wurde, vermessen.
Zwei Untersuchende charakterisierten unabhängig voneinander jeden Querschnitt in 1 mm Intervallen (Gittern) entlang zweier senkrechter Achsen durch das Zentrum des Implantates (1) und jeder Untersuchende schätzte das fibrovaskuläre Einwachsen in jedes Gitter entsprechend der folgenden Skala ab: 0%, ≤ 25%, ≤ 50%, ≤ 75% und ≤ 100% des verfügbaren Porenraumes. Zum Beispiel wurde ein 1 × 1 mm Gitter, das einen verfügbaren Porenbereich ohne Hinweis auf Gewebeeinwuchs enthält, mit 0% eingeordnet während ein Bereich, der gerade mal eine Zelle oder Gewebefaser enthält, mit ≤ 25% (2) eingeordnet wurde.
Die Einschätzungen des Zwischenuntersuchenden waren während der gesamten Untersuchung (p < 0,0001) konsistent (Korrelationskoeffizient 0,935). Die Einschätzungen für die acht Datenpunkte in jedem Niveau wurden gemittelt, um das prozentuale Einwachsen pro Niveau abzuleiten. Das prozentuale Einwachsen für alle Niveaus innerhalb eines Implantates wurde gemittelt, um das prozentuale Einwachsen pro Implantattyp (siehe Tabelle 3) abzuleiten. Statistische Unterschiede im Grad des fibrovaskulären Einwachsens zwischen den Implantattypen wurden mittels einer 3-Wege Varianzanalyse bestimmt.
Beispiel 6: Ergebnisse nach der chirurgischen Explantation
Tabelle 1 zeigt den Abbau des Implantattypes, Behandlungen und die Anzahl der ausgewerteten Implantate.
TABELLE 1. Implantattyp und Behandlung
Legende: HA200, für das eine Porösität von 200 μm des korallinen Hydroxylapatits berichtet wurde; HA500, für das eine Porösität von 500 μm des korallinen Hydroxylapatits berichtet wurde; PP, poröses Polyethylen; SynHA, synthetisches poröses Hydroxylapatit; GF, mit Wachstumsfaktor behandelt; CS, mit Kalziumsulfat beschichtet.
Jeweils drei von allen Implantaten, die mit dem Wachstumsfaktor (HA200 GF, HA500 GF, PP GF) behandelt wurden, wurden in Intervallen von 1, 2 und 4 Wochen explantiert, um das fibrovaskuläre Einwachsen. abzuschätzen. Die gleichen Implantattypen ohne Wachstumsfaktor (Kontrollen) wurden nach 1, 2, 4 und 8 Wochen entnommen. Die synHA-Implantate und die mit Kalziumsulfat beschichteten wurden nach 2, 4 und 8 Wochen (siehe Tabelle 2) entnommen. Drei der HA500 Implantate (2 HA500CS, 1 HA500) lagen zum Zeitpunkt der Entnahme nicht vor und man nahm an, dass sie ausgestoßen wurden.
TABELLE 2. Zeitplan für die Explantation und Anzahl der Emplantate nach Implantattyp und Behandlung
Exposition und Abstoßung – Zum Zeitpunkt der Explantation waren zwei mit Kalziumsulfat beschichtete HA500-Implantate und ein unbeschichtetes HA500-Implantat nicht mehr vorhanden und man nahm an, dass sie von der Augenhöhle nach Ablauf der ersten Woche der Operation vollständig ausgestoßen wurden.
Von den während der Explantation vorhandenen Implantaten zeigten 8 von 79 (10,1%) Anzeichen für eine Exposition. Die Exposition wurde nur in den HA-Implantaten wie folgt festgestellt: 3 HA500, 3 mit Kalziumsulfat beschichtete HA500 und 2 HA200.
Entzündung und Infektion – Die meistert der 81 Hasen zeigten irgendeinen dicken, weißen Bindehautausfluss in der frühen Zeit nach der Operation aus der Augenhöhle, der sich spontan klärte. Bei einem Hasen setzte sich der Ausfluss nach diesem Zeitraum fort, sprach jedoch auf eine zusätzliche Anwendung von Salbe an. Keiner der Hasen zeigte Anzeichen für eine chronische Orbita-Infektion.
Die meisten (56%) Augenhöhlen, die mit einem Wachstumsfaktor behandelte Implantate enthielten, zeigten während der ersten 72 Stunden nach der Operation gesteigerte Ödem- und Erythem-Niveaus der Lider und um das Orbita-Gewebe herum. Das Entzündungsniveau wurde wie folgt charakterisiert: 9 moderate (PP, 5; HA500, 4) und 6 schwere (PP, 2; HA500, 4). Keines der mit Wachstumsfaktor behandelten HA200-Implantate stand in Verbindung mit dem gesteigerten Entzündungsniveau. Am dritten Tag nach der Operation zeigten alle Wachstumsfaktor-Hasen normale Entzündungsniveaus und keiner zeigte Anzeichen für eine Infektion.
Im besonderen Maße wurde ein signifikanter Unterschied (p = ,027) zwischen dem Niveau des Einwachsens in HA200- und HA500-Implantaten festgestellt, wobei die HA200 ein vollständigeres Einwachsen zeigten. Diese Feststellung war im Hinblick auf Offenbarungen, die sich auf den Einfluss der Porösität auf das Einwachsen beziehen, überraschend. Vorher wurde berichtet, dass Implantate mit größeren Poren relativ zu Implantaten mit kleineren Poren ein besseres Einwachsen erzielen würden.
Implantate, die mit einem Wachstumsfaktor behandelt wurden, zeigten einen signifikant größeres (p = ,014) fibrovaskuläres Einwachsen als unbehandelte Implantate.
Implantate, die mit Kalziumsulfat beschichtet waren, zeigten ein geringeres Einwachsen als unbeschichtete Implantate, obwohl der Unterschied keine statistische Signifikanz (p = ,055) erreichte.
Es gab einen signifikanten Unterschied (p = ,001) beim Einwachsen zwischen den vier Zeitperioden (1 Wo., 2 Wo., 4 Wo., 8 Wo.) in denen die Implantate explantiert wurden. In allen Fällen, mit Ausnahme des Falles von PP während der zweiten Woche und in 3 Beispielen für ausgestoßene Implantate, welche die Anzahl der Datenpunkte in einer bestimmten Zelle auf 2 Implantate (siehe Tabelle 3) begrenzte, wurde mit jeder folgenden Woche mehr Eingewachsenes festgestellt.
TABELLE 3. Prozentuales Einwachsen pro Implantat als eine Funktion der Materialzusammensetzung, Porösität, Wachstumsfaktoren und Beschichtungen.
Beispiel 7: Berechnungen zur Porengröße
Vormals ist berichtet worden, dass die HA200-Implantate Poren mit einer Größe von 200 Mikrometer aufwiesen und dass die HA500-Implantate Poren mit einer Größe von 500 Mikrometer aufwiesen. Um diese Porengrößen zu bestätigen und um die Porengröße des synthetischen HA (SynHA) und des porösen Polyethylens (PP) zu bestimmen, wurde das folgende Protokoll durchgeführt. Materialproben wurde in einem Abtastelektronenmikroskop (SFM) (Leica STEREOSCAN 400^®, Leica, Inc., Deerfield, IL) photographiert. Korallines Hydroxylapatit (z.B., HA200 und HA500) weist eine anisotrope Struktur auf. Aufgrund dieser Anisotropie wurden diese Proben durch abschleifen sowohl parallel als auch quer zur Achse der Porenstruktur für Analysen vorbereitet. Synthetisches HA hat im Allgemeinen eine isotrope Struktur. Bei porösem Polyethylen ist bekannt, dass es einen radialen Porenstrukturgradienten aufweist (siehe, z.B., Klawitter, J. J. An Evaluation Bone Growth into Porous High Density Polyethylene J. Biomed. Mater Res. 10: 311–323 (1976)). Dementsprechend wurden nur die Außenoberflächen der porösen Polyethylenproben ausgewertet.
Die Photographien aller Proben wurden bis zu einem bestimmten Betrag vergrößert und die Querschnitte der Poren wurden manuell ausgemessen. Die Kalibrationsskala, die durch das SEM auf die Photographie gedruckt wurde, wurde verwendet, um die Messungen in Porenausdehnungen zu konvertieren. Die längste Ausdehnung und die kürzeste Ausdehnung jeder Pore in der Ebene der Oberfläche wurden bestimmt. Die zwei Messungen wurden gemittelt, um eine Messung für jede Pore zu erhalten. Der Durchschnitt aller gemessener Porengrößen wurde berechnet und ein Histogramm der Porengrößenverteilung wurde für jeden gemessenen Implantattyp erstellt.
7 zeigt ein Histogram von Messungen der Porengröße für querverlaufende Abschnitte der HA200-Proben. Vierzig Proben wurden in dieser Ebene gemessen. Die durchschnittliche Porengröße lag bei 64 Mikrometer.
8 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße von längsverlaufenden Abschnitten der HA200-Implantate. Dreiundvierzig Probenstücke wurden in dieser Ebene untersucht. Die durchschnittliche Porengröße lag bei 89 Mikrometer.
9 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße von HA500-Implantaten, die entlang querverlaufender Abschnitte gemacht worden sind. Achtundfünfzig Probenstücke wurden in dieser Ebene untersucht. Die durchschnittliche Porengröße für diese Messungen lag bei 262 Mikrometer.
10 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße, die entlang längsverlaufender Abschnitte der HA500-Implantate gemacht worden sind. Vierundfünfzig Probenstücke wurden in dieser Ebene untersucht. Die durchschnittliche Porengröße von diesen Probenstücken lag bei 220 Mikrometer.
11 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße für die Implantate aus porösem Polyethylen. Diese Porengröße-Messungen wurden an der Oberfläche der Implantate gemacht. Einundzwanzig Probenstücke wurden untersucht. Die durchschnittliche Porengröße lag bei 563 Mikrometer.
12 zeigt ein Histogramm von Messungen der Porengröße, die von synthetischen Hydroxylapatit-Implantaten gemacht worden sind. Zweiundfünfzig Probenstücke wurden untersucht. Die durchschnittliche Porengröße für diese Proben lag bei 220 Mikrometer.
Es war ein überraschender Befund, dass die Daten für die Porengröße für das korraline Hydroxylapatit-Implantat sich von dem, was für die ungefähre Porengröße für diese Materialien berichtet worden ist, so signifikant unterschied. Darüber hinaus erklärten die neu bestimmten Informationen zur Porengröße zusammen mit den Daten für das fibrovaskuläre Einwachsen für die zahlreichen Proben den besonders überraschenden Befund, dass ein gesteigertes fibrovaskuläres Einwachsen bei Hydroxylapatit-Implantaten (HA 200) mit einer mittleren Porengröße von 64 Mikrometer in einem querverlaufenden Abschnitt und von 89 Mikrometer in einem längsverlaufenden Abschnitt stattfand. Wenn man einen Durchschnitt der querverlaufenden und längsverlaufenden Porengrößenbestimmungen für diese Materialien nimmt, stellt man fest, dass ein gesteigertes fibrovaskuläres Einwachsen in einem Material mit einer durchschnittlichen Porengröße von etwa 77 Mikron stattfand. Vorherige Studien, von denen man berichtete, führten und ermutigten zur Auswahl von Implantatmaterialien mit wesentlich größeren Porengrößen als solche Proben.

Claims

Eine poröse Orbita-Implantatstruktur für die Implantation in die Augenhöhle eines Säugetiers, die Poren mit einer Durchschnittsgröße von weniger als 200 Mikrometer umfasst, wobei die Struktur Hydroxylapatit umfasst.
Die poröse Struktur nach Anspruch 1 für die Implantation in die Augenhöhle eines Säugetiers, die Poren mit einer Durchschnittsgröße von 50 bis 150 Mikrometer, bevorzugt mit einer Durchschnittsgröße von 60 bis 90 Mikrometer, mehr bevorzugt mit einer Durchschnittsgröße von 75 bis 85 Mikrometer und am meisten bevorzugt mit einer Durchschnittsgröße von 77 Mikrometer, umfasst.
Die Struktur nach einem der Ansprüche 1 bis 2, die ferner einen Wachstumsfaktor umfasst.
Die Struktur nach Anspruch 3, wobei der Wachstumsfaktor rekombinanter, humaner basischer Fibroblastenwachstumsfaktor beta ist.
Die Struktur nach einem der Ansprüche 1 bis 4, die ferner eine biologisch kompatible Beschichtung umfasst.
Die Struktur nach Anspruch 5, wobei die Beschichtung Kalziumsulfat, Polymilchsäure, Polyglycolsäure oder tierisches Gewebe ist.