EP2931326A1 - Knochenersatz und verfahren zu dessen herstellung - Google Patents

Knochenersatz und verfahren zu dessen herstellung

Info

Publication number
EP2931326A1
EP2931326A1 EP12812816.2A EP12812816A EP2931326A1 EP 2931326 A1 EP2931326 A1 EP 2931326A1 EP 12812816 A EP12812816 A EP 12812816A EP 2931326 A1 EP2931326 A1 EP 2931326A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
bone substitute
substitute according
container
jacket
bone
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
EP12812816.2A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Andre BUTSCHER
Marc Bohner
Nicola DÖBELIN
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Dr HC Robert Mathys Stiftung
Original Assignee
Dr HC Robert Mathys Stiftung
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Dr HC Robert Mathys Stiftung filed Critical Dr HC Robert Mathys Stiftung
Publication of EP2931326A1 publication Critical patent/EP2931326A1/de
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/28—Bones
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/02—Inorganic materials
    • A61L27/12—Phosphorus-containing materials, e.g. apatite
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
    • B29C64/00—Additive manufacturing, i.e. manufacturing of three-dimensional [3D] objects by additive deposition, additive agglomeration or additive layering, e.g. by 3D printing, stereolithography or selective laser sintering
    • B29C64/10—Processes of additive manufacturing
    • B29C64/165—Processes of additive manufacturing using a combination of solid and fluid materials, e.g. a powder selectively bound by a liquid binder, catalyst, inhibitor or energy absorber
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B33—ADDITIVE MANUFACTURING TECHNOLOGY
    • B33Y—ADDITIVE MANUFACTURING, i.e. MANUFACTURING OF THREE-DIMENSIONAL [3-D] OBJECTS BY ADDITIVE DEPOSITION, ADDITIVE AGGLOMERATION OR ADDITIVE LAYERING, e.g. BY 3-D PRINTING, STEREOLITHOGRAPHY OR SELECTIVE LASER SINTERING
    • B33Y70/00—Materials specially adapted for additive manufacturing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2/3094—Designing or manufacturing processes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2002/30001—Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
    • A61F2002/30003—Material related properties of the prosthesis or of a coating on the prosthesis
    • A61F2002/30004—Material related properties of the prosthesis or of a coating on the prosthesis the prosthesis being made from materials having different values of a given property at different locations within the same prosthesis
    • A61F2002/30011—Material related properties of the prosthesis or of a coating on the prosthesis the prosthesis being made from materials having different values of a given property at different locations within the same prosthesis differing in porosity
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2002/30001—Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
    • A61F2002/30108—Shapes
    • A61F2002/30199—Three-dimensional shapes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2002/30001—Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
    • A61F2002/30108—Shapes
    • A61F2002/30199—Three-dimensional shapes
    • A61F2002/30224—Three-dimensional shapes cylindrical
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2002/30001—Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
    • A61F2002/30316—The prosthesis having different structural features at different locations within the same prosthesis; Connections between prosthetic parts; Special structural features of bone or joint prostheses not otherwise provided for
    • A61F2002/30535—Special structural features of bone or joint prostheses not otherwise provided for
    • A61F2002/30581—Special structural features of bone or joint prostheses not otherwise provided for having a pocket filled with fluid, e.g. liquid
    • A61F2002/30588—Special structural features of bone or joint prostheses not otherwise provided for having a pocket filled with fluid, e.g. liquid filled with solid particles
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2/30767—Special external or bone-contacting surface, e.g. coating for improving bone ingrowth
    • A61F2/30771—Special external or bone-contacting surface, e.g. coating for improving bone ingrowth applied in original prostheses, e.g. holes or grooves
    • A61F2002/30772—Apertures or holes, e.g. of circular cross section
    • A61F2002/30784—Plurality of holes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2/3094—Designing or manufacturing processes
    • A61F2002/30968—Sintering
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2210/00—Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2210/0076—Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof multilayered, e.g. laminated structures
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
    • A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
    • A61F2310/00179—Ceramics or ceramic-like structures
    • A61F2310/00293—Ceramics or ceramic-like structures containing a phosphorus-containing compound, e.g. apatite
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29L—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBCLASS B29C, RELATING TO PARTICULAR ARTICLES
    • B29L2031/00—Other particular articles
    • B29L2031/753—Medical equipment; Accessories therefor
    • B29L2031/7532—Artificial members, protheses
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B33—ADDITIVE MANUFACTURING TECHNOLOGY
    • B33Y—ADDITIVE MANUFACTURING, i.e. MANUFACTURING OF THREE-DIMENSIONAL [3-D] OBJECTS BY ADDITIVE DEPOSITION, ADDITIVE AGGLOMERATION OR ADDITIVE LAYERING, e.g. BY 3-D PRINTING, STEREOLITHOGRAPHY OR SELECTIVE LASER SINTERING
    • B33Y10/00—Processes of additive manufacturing
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B33—ADDITIVE MANUFACTURING TECHNOLOGY
    • B33Y—ADDITIVE MANUFACTURING, i.e. MANUFACTURING OF THREE-DIMENSIONAL [3-D] OBJECTS BY ADDITIVE DEPOSITION, ADDITIVE AGGLOMERATION OR ADDITIVE LAYERING, e.g. BY 3-D PRINTING, STEREOLITHOGRAPHY OR SELECTIVE LASER SINTERING
    • B33Y80/00—Products made by additive manufacturing

Definitions

  • the invention relates to a bone substitute according to the preamble of claim 1 and to a method for its production according to the preamble of claim 29.
  • the pore density or distribution within the bone substitute material is difficult to control. It would therefore be desirable to obtain a bone substitute in which the porosity, especially in the inner core of the scaffold or Scaffolds has a greater porosity than in the edge region.
  • the porosity especially in the inner core of the scaffold or Scaffolds has a greater porosity than in the edge region.
  • it is typically the other way round in the conventional methods, with the result that cell / scaffolding interactions concentrate on the periphery.
  • the invention aims to remedy this situation.
  • the invention has for its object to provide a bone substitute, which:
  • a) also has a complex geometry with high porosity inside
  • B) allows the migration of cells; c) has an optimal surface-to-volume ratio, with as large a volume as possible accessible to the bone cells being available per volume; d) has a strength which enables the typically necessary manipulation of the bone substitute without damage; e) requires very little or no polymer components;
  • the invention solves this problem with a bone substitute, which has the features according to claim 1, and a method for its production, which has the features of claim 29.
  • the container has one or more windows penetrating the jacket.
  • the loose particles can thus be removed by depowdering through the window or windows from the cavity of the container.
  • the dimensions of the individual packing are defined by their longest enveloping circular cylinder with the diameter D z .
  • the average diameter Dp of the particles is between 1 pm and 250 pm.
  • the mean diameter D M of the pores or channels is less than Dz.
  • each of the windows has a smallest dimension DF that obeys the relationship D z >DF> Dp.
  • the diameter Dz is greater than 200 pm, preferably greater than 500 pm.
  • the diameter DF is greater than 50 pm.
  • the filler body and the jacket are produced in one operation by means of a three-dimensional printing process 3DP or a selective laser sintering process SLS.
  • the inventive bone substitute may also be made by making a hollow cylinder, filling the cylinder with small particles, and closing the ends of the cylinder with a hydraulic cement.
  • the filler bodies are spaced apart, wherein preferably the minimum distance between the packing is greater than 50 pm. If the fillers are placed too close together, they may stick together.
  • the jacket in addition to the openings and the windows, contains a number of passages whose diameter D D is at least equal to Dp and at least 30 ⁇ m. In a further embodiment, the jacket has interparticle and intercrystalline spaces with an average diameter which is in the range of 0.1 D P to 0.5 Dp and 1 to 50 ⁇ .
  • the jacket of the container and the packing are the reaction product of the solidification of a loose powder of the particles, preferably produced by means of 3DP or SLS.
  • solidification by crystal formation or polymerization e.g., sugar or salt powder + water from the printhead or, alternatively, any powder + salt / sugar / polymer solution from the printhead.
  • the sugar crystals form a matrix which the CaP particles
  • Sugar crystals include.
  • Example Polymer solution printed on powder bed with any material.
  • the jacket of the container and the packing are different reaction products of the solidification of a loose powder of the particles, preferably generated by means of 3DP or SLS.
  • the 3DP process allows for different solutions (eg with two printheads) which potentially lead to different reaction products.
  • CDHA calcium-deficient hydroxyapatite
  • DPD dicalcium-phosphate
  • the jacket of the container and the packing are the reaction product of a hydraulic cement after its curing, preferably generated by 3DP.
  • the shell of the container and the packing are the melt product of the composite of a ceramic powder in a SLS process.
  • the solidification is based on the reaction of one or more calcium phosphates or calcium sulphates with an aqueous solution.
  • the calcium phosphate is alpha-TCP, beta-TCP, hydroxyapatite, TetCP or a mixture thereof.
  • the final product contains DCPD, DCP or a mixture thereof.
  • the solidification takes place on the reaction
  • beta-TCP Ca 3 (PO 4 ) 2
  • alpha-TCP Ca 3 (PO 4 ) 2
  • hydroxyapatite Ca 5 (PO 4 ) 30H
  • calcium-deficient hydroxyapatite Caio-x (HPO 4 ) x (P0 4 ) 6-x (OH) 2-x , with 0 ⁇ x 1) or tetracalcium phosphate (Ca 4 (PO 4 ) 2 0) and
  • Additives to the aqueous liquid that are sprayed onto the powder bed by the printhead are acids, hydrogels, alcohols, fats, and surfactants.
  • the advantage is achieved that the necessary for the solidification reaction acid is made possible by the MCPM cement reaction by pure water.
  • much higher mechanical properties are achieved since it is not the capillary forces that determine the local cement reaction, but rather a more homogeneous one through the powder layer Reaction is enabled and thereby a better connection between the individual powder layers can be achieved.
  • the porosity of the filling of the container defined by the filling bodies is in the range from 1 to 70%, preferably from 20 to 30%. This provides the advantage that the porosity between the packing aids the formation of cells and blood vessels.
  • the fillers have pores with an average diameter of 1 pm to 50 pm.
  • the sheath has any shape which is not rotationally symmetrical, but the sheath is preferably rotationally symmetrical.
  • the jacket has a thickness d> Dz.
  • the bone substitute comprises a plurality of interconnected containers, which are arranged side by side or one above the other.
  • the bone substitute has, in addition to the plurality of unconnected packing, a number of interconnected packing.
  • the jacket has one or more columnar protrusions projecting inside the container.
  • the container has on the inside one or more transverse bars, which are connected at both ends with the jacket.
  • the layers produced by the 3DP or SLS method have a thickness of from 10 pm to 250 pm, preferably from 30 pm to 100 pm.
  • the particles of the hydraulic cement which form the powder consist of MCP and MCPM and TCP and are cured solely by means of water or aqueous solution.
  • the loose particles remaining inside the container by the 3DP or SLS method are removed from the container by at least one window using one of the following techniques:
  • the advantage is achieved that the remaining non-interconnected particles of the powder in the 3DP and SLS process form a kind of support function for overhanging and nested geometries of the container and the packing.
  • This is a decisive advantage over other rapid prototyping methods.
  • the disadvantage that the remaining particles must be removed again is overcome according to the invention.
  • the small movements of the filling bodies and the time-dependent deflection and swirling of the injected air allow the depowdering even of complex geometries in the interior of the shell.
  • a preferred use of the bone substitute is the in vivo colonization with body cells or in vitro culture of cell tissues.
  • Another preferred use of bone replacement is the in vitro colonization of bone or cartilage cells.
  • the bone substitute is used to fill or bridge defects or voids in the bone.
  • the invention and further developments of the invention are explained in more detail below with reference to the partially schematic representations of several embodiments.
  • Fig. 1 is a perspective view of an embodiment of the inventive bone replacement
  • FIG. 2 shows a plan view of the embodiment of the bone replacement according to the invention shown in FIG. 1;
  • FIG. 3 shows a longitudinal section through the embodiment of the inventive bone replacement shown in FIG. 1;
  • FIG. 4 shows a cross section through the embodiment of the inventive bone replacement shown in FIG. 1;
  • FIG. 5 shows a side view of the embodiment of the bone replacement according to the invention shown in FIG. 1;
  • FIG. 6 shows a perspective view of a further embodiment of the bone substitute according to the invention.
  • FIG. 7 shows a plan view of the embodiments of the bone replacement according to the invention shown in FIG. 6;
  • FIG. 8 shows a longitudinal section through the embodiments of the inventive bone replacement shown in FIG. 6;
  • FIG. 9 shows a cross section through the embodiment of the inventive bone replacement shown in FIG. 6; FIG. and
  • FIG. 10 is a side view of the embodiment of the inventive bone replacement shown in FIG. 6.
  • FIGS. 1 to 5 show an embodiment of the bone substitute 1 according to the invention, which essentially comprises a container 2 and a plurality of random packings 5 enclosed in the container 2.
  • the dimensions of the individual packing 5 are defined by their longest enveloping circular cylinder with the diameter D z .
  • the packing 5 consist of interconnected particles with a mean diameter Dp of at least 1 pm.
  • the diameter D z of the longest wrapping body 5 enveloping Circular cylinder is greater than 200 ⁇ .
  • the bone substitute 1 may comprise a plurality of interconnected container 2, which are arranged side by side or one above the other.
  • the bone substitute 1 may comprise, in addition to the plurality of unconnected packing 5, a number of interconnected packing 5.
  • the container 2 comprises a porous jacket 4 which is at least partially provided with openings (not shown) and which may have any desired shape, but is preferably rotationally symmetrical (eg hollow cylindrical).
  • the container 2 further comprises a container bottom 7 and a container cover 8, wherein the container bottom 7 and the container cover 8 may also be porous and at least partially with openings (not shown) may be formed.
  • the openings of the shell 4, the container bottom 7 and the container cover 8 are interconnected pores or channels with an average diameter of DM which is smaller than Dz.
  • the container 2 comprises a plurality of the jacket 4 penetrating windows 6, which are dimensioned so that no filler 5 passes through one of the windows 6.
  • the windows 6 have a smallest dimension D F , which obeys the relationship D z > D F > Dp.
  • the diameter Dp of the window 6 is greater than about 50 ⁇ .
  • the shell 4 may comprise a plurality of passages 3 (FIGS. 6 and 8 to 10) whose diameter DD corresponds at least to the mean diameter D P of the particles forming the packing 5, in order to remove the loose powder allow, but ideally greater than 30 ⁇ (angiogenesis) is.
  • the jacket 4 may have interparticle and intergranular spaces, which have a mean diameter in the range of 0.1 Dp to 0.5 Dp, wherein this average diameter is between 1 and 50 ⁇ .
  • the thickness d of the shell 4 may be smaller than the diameter Dz of the longest wrapping body 5 enveloping circular cylinder.
  • the jacket 4 may have one or more columnar projections projecting inside the container 2.
  • the container 2 inside one or more cross bars identify that are connected to both ends of the jacket 4.
  • the porosity of the filling defined by the filling body 5 of the container 2 is in the range of 1 to 70%.
  • SFF Solid Free Form Fabrication
  • the present invention primarily relates to an application with the powder-based 3DP method (three-dimensional printing) but is also applicable to other powder-based SFF methods, such as e.g. SLS (Selective Laser Sintering) directly applicable.
  • SFF Selective Laser Sintering
  • 3D printers which include machines that build three-dimensional workpieces.
  • the construction of the workpiece is usually computer-controlled from one or more liquid or powdery materials according to predetermined dimensions and shapes, which can be defined by CAD methods.
  • the 3DP process is an additive process wherein a workpiece is made by sequentially forming layers of material.
  • physical or chemical hardening processes take place.
  • the dimensions and the shape are read in by the machine and then the individual layers of liquid, powder or plate-like material are deposited in succession, so that a workpiece is formed from a series of cross-sectional layers. These layers are automatically connected or fused together to make the workpiece.
  • the SLS process is also an additive process whereby spatial structures are produced by sintering from a powdery starting material.
  • the workpiece is also built up layer by layer, with small particles of plastic, metal or ceramic being melted by high-energy lasers (carbon dioxide lasers).
  • the material is selectively melted on the surface of a powder bed to form a solid cross-sectional layer of the workpiece upon curing of the molten material.
  • the powder bed is lowered by one layer thickness and a new layer of material is applied to the surface of the lowered powder bed. The process is repeated until the workpiece is completed.
  • the jacket 4 of the container 2 and the plurality of random packings 5 are produced in layers at the same time by means of 3DP or SLS methods.
  • the layers produced by the 3DP or SLS method may have a thickness of 10 pm to 250 pm, preferably of 30 pm -10 pm.
  • the particles of the hydraulic cement constituting the powder may consist of MCPM (Ca (H 2 PO 4 ) 2 H 2 O) or MCP (Ca (H 2 PO 4 ) 2) and TCP and cured alone by means of an aqueous solution or water ,
  • the uncured particles remaining inside the container by the 3DP or SLS method can be removed from the container 2 by at least one of the windows 6 using one of the following techniques: vacuum, rinsing with a medium in an ultrasonic bath, or vibration.
  • Another innovation according to the invention relates to the composition of the powder.
  • the prior art in 3DP for bone replacement is as follows: An acid is applied to the powder bed by means of a printhead, whereby the ceramic powder particles are locally bonded by means of a precipitation reaction.
  • a novel method of blending the ceramic particles e.g., CaP calcium phosphates
  • particles that form acid upon contact with water e.g., MCP monocalcium phosphate
  • the bone substitute produced according to the invention is reinforced, for example, by immersion in an acid bath, by thermal aftertreatment, for example sintering or by aftertreatment (infiltration)
  • post-hardening ie the bone substitute produced according to the invention is reinforced, for example, by immersion in an acid bath, by thermal aftertreatment, for example sintering or by aftertreatment (infiltration)
  • a new and completely unproblematic "post-hardening” is possible by replacing the bone at a controlled or saturated humidity or by direct contact with water (with capillary Absorption, immersion or spraying) by subsequent crystal formation is solidified.
  • the jacket 4 of the container 2 and the packing 5 may be the reaction product of the solidification of a loose powder of the particles and are produced by means of 3DP or SLS.
  • Examples are a) solidification by crystal formation or polymerization (eg sugar or salt powder + water from the printhead or as another alternative any powder + salt / sugar / polymer solution from printhead (eg sugar / CaP powder bed locally with water droplets (from the printhead via 3DP The serrations of the sugar crystals form a matrix which holds the CaP particles together, and subsequent steps may involve further bonding of the CaP or washing out of the sugar crystals.)
  • b) solidification by capillary forces: drying and dicing of the surface of a powder; c) solidification by gelation (eg alginate + Ca 2+ ions gel); d) solidification by cooling (eg a liquid medium is printed on a powder and solidifies on cooling); or e) solidification by sintering or melting and cooling (SLS or SLM (Selective
  • the jacket 4 of the container 2 and the packing 5 may be the reaction product of a hydraulic cement after it has hardened, preferably produced by 3DP or else the reaction product of the composite of e.g. Be ceramic and polymer powder mixture in a SLS process.
  • solidification may be based on the reaction of one or more calcium phosphates or calcium sulphates with an aqueous solution.
  • the calcium phosphate may be alpha-TCP, beta-TCP, hydroxyapatite, TetCP or a mixture thereof.
  • the solidification may also be based on the reaction a) of a powder mixture of MCP (Ca (H 2 PO 4 ) 2) or MCPM (Ca (H 2 PO 4 ) 2 H 2 O) or a mixture thereof with b) one or more several of the following substances: beta-TCP (Ca 3 (PO 4 ) 2) or, alpha-TCP (Ca 3 (PO 4 ) 2 ) or hydroxyapatite (Ca 5 (PO 4 ) 3 OH) or calcium-deficient hydroxyapatite (Caio -x (HPO 4 ) x (PO 4 ) 6-x (OH) 2-x , with 0 ⁇ x ⁇ 1) or tetracaicium phosphate (Ca 4 (PO 4 ) 2 0) and c) an aqueous solution or pure water respectively.
  • beta-TCP Ca 3 (PO 4 ) 2
  • alpha-TCP Ca 3 (PO 4 ) 2
  • hydroxyapatite Ca 5
  • the embodiment of the inventive bone replacement 1 shown in FIGS. 6 to 10 differs from the embodiment described in FIGS. 1 to 5 only in that the filling bodies 5 are T-shaped or mushroom-shaped.
  • the filling bodies 5 may comprise two substantially circular-cylindrical sections, of which each a first section has a larger diameter than the second section adjoining thereto.
  • Also differently configured embodiments of the packing 5 are conceivable and arbitrarily combinable.

Abstract

Knochenersatz (1) umfassend A) einen Behälter (2) aus einem porösen und mindestens teilweise mit Öffnungen versehenen Mantel (4); und B) einer im Behälter (2) eingeschlossenen Mehrzahl von nicht miteinander verbundenen Füllkörpern (5); wobei C) die Füllkörper (5) aus miteinander verbundenen Partikeln mit einem mittleren Durchmesser Dp bestehen; und D) die Öffnungen des Mantels (4) untereinander verbundene Poren oder Kanäle mit einem mittleren Durchmesser von DM sind.

Description

Knochenersatz und Verfahren zu dessen Herstellung
Die Erfindung bezieht sich auf einen Knochenersatz gemäss dem Oberbegriff des Anspruchs 1 und auf ein Verfahren zu dessen Herstellung gemäss dem Oberbegriff des Patentanspruchs 29.
Aus dem Stand der Technik sind für die Herstellung von Knochenersatzmaterialien konventionelle Herstellungsverfahren bekannt, die die Porosität und auch die Geometrie nicht vollständig kontrollieren können. Solche Herstellungsverfahren sind z.B. Templating, Emulsionsverfahren, lost wax method. Insbesondere die Geometrie lässt sich durch diese Verfahren typischerweise nur in einem beschränkten Bereich durch z.B. die Giessform bestimmen. Damit kann auch der äussere Rand der Geometrie aufgrund der geforderten Entformbarkeit nicht beliebig komplex sein. Insbesondere kann aber die Innengeometrie bzw. Architektur des Knochenersatzmaterials nur über die Porosität bestimmt werden. Diese ist durch die Geometrie und Anordnung der Porenfüller limitiert. Weiter werden für die Porenbildung Porenfüller gebraucht, die zu ungewünschten Interaktionen führen können. Typischerweise können nur kugelähnliche Poren hergestellt werden. Zu der limitierten Porengeometrie ist die Porendichte bzw. Verteilung innerhalb des Knochenersatzmaterials nur schwer zu kontrollieren. Wünschenswert wäre es deshalb einen Knochenersatz zu erhalten, bei dem die Porosität speziell im inneren Kern des Stützgerüsts oder Scaffolds eine grössere Porosität aufweist als im Randbereich. Typischerweise ist es bei den herkömmlichen Verfahren jedoch gerade umgekehrt, mit der Folge, dass sich Zell/Stützgerüst Interaktionen auf den Randbereich konzentrieren.
Hier will die Erfindung Abhilfe schaffen. Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Knochenersatz zu schaffen, welcher:
a) auch im Inneren eine komplexe Geometrie mit hoher Porosität aufweist;
(bei den bekannten Verfahren des Standes der Technik ist die Innengeometrie durch die Geometrie und Anordnung von Porenfüller nicht frei kontrollierbar. Bei den für das erfindungsgemäss Verfahren verwendeten herkömmlichen SFF-Methoden (Solid Freeform Fabrication) wie 3DP und SLS müssen im Innern Kanäle mit einer nicht frei wählbaren Geometrie erzeugt werden um ein Entfernen des losen Pulvers zu
iestätigungsko ie ermöglichen. Die Erfindung will diesem Umstand Abhilfe schaffen und ermöglicht eine Innenarchitektur, die mit herkömmlichen SFF-Methoden nicht umsetzbar ist.) b) die Migration von Zellen erlaubt; c) ein optimales Verhältnis von Oberfläche zu Volumen aufweist, wobei pro Volumen eine möglichst grosse und für die Knochenzellen zugängliche Oberfläche zur Verfügung steht; d) eine Festigkeit aufweist, welche die typischerweise notwendigen Manipulation des Knochenersatzes ohne Beschädigung ermöglicht; e) mit sehr wenig oder gar keinen Polymeranteilen auskommt;
(damit fallen keine toxischen Bestandteile, z.B. Reste von Monomeren und Vernetzer an, es erfolgt keine Degradation beim Sterilisieren, es werden problematische Abbauprodukte, wie z.B. Säuren vermieden und es erfolgt keine Reduktion der Abbaugeschwindigkeit.) f) ein einfaches „Depowdering" selbst von komplexen Geometrien im Inneren des Behälters durch die frei beweglichen Füllkörper gestattet; und g) einfach und kostengünstig in der Herstellung ist.
Die Erfindung löst die gestellte Aufgabe mit einem Knochenersatz, welcher die Merkmale gemäss Anspruch 1 aufweist, sowie einem Verfahren zu dessen Herstellung, welches die Merkmale des Anspruchs 29 aufweist.
Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung können wie folgt kommentiert werden:
In einer speziellen Ausführungsform weist der Behälter ein oder mehrere den Mantel durchdringende Fenster auf. Die losen Partikel können somit durch depowdering durch das oder die Fenster aus dem Hohlraum des Behälters entfernt werden. In einer anderen Ausführungsform sind die Abmessungen der einzelnen Füllkörper durch deren längsten umhüllenden Kreiszylinder mit dem Durchmesser Dz definiert.
In einer weiteren Ausführungsform beträgt der mittlere Durchmesser Dp der Partikel zwischen 1 pm und 250 pm.
In einer weiteren Ausführungsform ist der mittlere Durchmesser DM der Poren oder Kanäle kleiner als Dz.
In einer anderen Ausführungsform weist jedes der Fenster eine kleinste Dimension DF auf, welche der Beziehung Dz > DF > Dp gehorcht.
In wiederum einer anderen Ausführungsform ist der Durchmesser Dz grösser als 200 pm, vorzugsweise grösser als 500 pm.
In einer weiteren Ausführungsform ist der Durchmesser DF grösser als 50 pm.
In einer anderen Ausführungsform sind die Füllkörper sowie der Mantel in einem Arbeitsgang mittels eines dreidimensionalen Druckverfahrens 3DP oder eines Selektiven Laser-Sinter-Verfahrens SLS hergestellt. Alternativ kann der erfindungsgemässe Knochenersatz auch durch Herstellen eines hohlen Zylinders, Füllen des Zylinders mit kleinen Partikeln und Verschliessen der Enden des Zylinders mit einem hydraulischen Zement hergestellt werden.
In einer anderen Ausführungsform sind die Füllkörper voneinander beabstandet, wobei vorzugsweise der minimale Abstand zwischen den Füllkörpern grösser als 50 pm ist. Wenn die Füllkörper zu nah zusammen platziert werden, können diese miteinander verkleben.
In einer anderen Ausführungsform enthält der Mantel zusätzlich zu den Öffnungen und den Fenstern eine Anzahl von Durchgängen, deren Durchmesser DD mindestens gleich gross ist wie Dp und mindestens 30 pm beträgt. In einer weiteren Ausführungsform weist der Mantel interpartikuläre und interkristallinäre Zwischenräume auf mit einem mittleren Durchmesser, welcher im Bereich von 0,1 DP bis 0,5 Dp liegt und 1 bis 50 μητι beträgt.
In wiederum einer weiteren Ausführungsform sind der Mantel des Behälters und die Füllkörper das Reaktionsprodukt der Verfestigung eines losen Pulvers der Partikel, vorzugsweise mittels 3DP oder SLS erzeugt.
Beispiele :
a) Verfestigung durch Kristallbildung oder Polymerisation (z.B. Zucker oder Salzpulver + Wasser aus dem Druckkopf oder als weitere Alternative beliebiges Pulver + Salz/Zucker/Polymerlösung aus dem Druckkopf).
Beispiel: Zucker/CaP Pulverbett wird lokal mit Wassertropfen
(aus dem Druckkopf via 3DP) besprüht. Die Verzahnungen
der Zuckerkristalle bilden eine Matrix welche die CaP Partikel
zusammenhalten. Nachträgliche Schritte könnten einen
weiteren Verbund der CaP bzw. Auswaschen der
Zuckerkristalle beinhalten.
b) Verfestigung durch Kapillarkräfte: Trocknen und Verzahnen der Oberfläche eines Pulvers;
c) Verfestigung durch Gelierung (z.B. Alginat + Ca2+ Ionen = Gel)
Beispiel: Cellulosepulver wird durch eine geeignete aufgedruckte Lösung lokal gelöst und verfestigt;
d) Verfestigung durch Abkühlen (z.B. ein flüssiges Medium wird auf ein Pulver gedruckt und verfestigt sich durch die Abkühlung);
Beispiel: Polymerlösung auf Pulverbett beliebiges Material aufgedruckt.
e) Verfestigung durch Sintern oder Schmelzen und Abkühlen (SLS oder SLM (Selective Laser Melting) Verfahren).
In einer anderen Ausführungsform sind der Mantel des Behälters und die Füllkörper unterschiedliche Reaktionsprodukte der Verfestigung eines losen Pulvers der Partikel, vorzugsweise mittels 3DP oder SLS erzeugt. Das 3DP-Verfahren ermöglicht unterschiedliche Lösungen (z.B. mit zwei Druckköpfen), welche potentiell zu unterschiedlichen Reaktionsprodukten führen. Beispielsweise kann durch drucken mit Wasser und Phosphorsäure und einem alpha-TCP entweder CDHA (Kalzium-defizitärer Hydroxyapatit) oder DPD (Monetit, Dicalcium-Phosphat) hergestellt werden.
In einer weiteren Ausführungsform sind der Mantel des Behälters und die Füllkörper das Reaktionsprodukt eines hydraulischen Zementes nach dessen Aushärtung, vorzugsweise durch 3DP erzeugt.
In wiederum einer weiteren Ausführungsform sind der Mantel des Behälters und die Füllkörper das Schmelzprodukt des Verbundes eines keramischen Pulvers in einem SLS Prozess.
In einer anderen Ausführungsform basiert die Verfestigung auf der Reaktion eines oder mehrerer Kalziumphosphate oder Kalziumsulphate mit einer wässerigen Lösung.
In einer weiteren Ausführungsform ist das Kalziumphosphat das alpha-TCP, beta-TCP, Hydroxylapatit, TetCP oder eine Mischung davon.
In wiederum einer weiteren Ausführungsform enthält das Endprodukt DCPD, DCP oder eine Mischung davon.
In einer weiteren Ausführungsform erfolgt die Verfestigung auf der Reaktion
a) einer Pulvermischung von MCP (Ca(H2P04)2) oder MCPM (Ca(H2P04)2 H20) oder einer Mischung davon mit
b) einer oder mehreren der folgenden Substanzen:
beta-TCP (Ca3(P04)2) oder , alpha-TCP(Ca3(P04)2) oder Hydroxyapatit (Ca5(P04)30H) oder Kalzium-defizitärem Hydroxyapatit (Caio-x(HP04)x(P04)6-x(OH)2-x, mit 0 ^ x 1) oder Tetracalcium Phosphat (Ca4(P04)20) und
c) einer wässerigen Lösung oder reinem Wasser.
Zusätze zu der wässrigen Flüssigkeit, die durch den Druckkopf auf das Pulverbett aufgesprüht werden, sind Säuren, Hydrogele, Alkohole, Fette und Tenside. Damit ist der Vorteil erreichbar, dass die für die Verfestigungsreaktion nötige Säure durch die MCPM Zementreaktion durch reines Wasser ermöglicht wird. Dadurch werden wesentlich höhere mechanische Eigenschaften erzielt, da nicht die Kapillarkräfte die lokale Zementreaktion bestimmen sondern eine durch die Pulverschicht homogenere Reaktion ermöglicht wird und dadurch eine bessere Verbindung zwischen den einzelnen Pulverschichten erreichbar ist.
In einer anderen Ausführungsform liegt die Porosität der durch die Füllkörper definierten Füllung des Behälters im Bereich von 1 bis 70 %, vorzugsweise von 20 bis 30 %. Dies ermöglicht den Vorteil, dass die zwischen den Füllkörpern liegende Porosität die Bildung von Zellen und Blutgefässen begünstig.
In einer anderen Ausführungsform weisen die Füllkörper Poren mit einem mittleren Durchmesser von 1 pm bis 50 pm auf.
In wiederum einer anderen Ausführungsform weist der Mantel eine beliebige auch nicht rotationssymmetrische Form auf, vorzugsweise ist der Mantel jedoch rotationssymmetrisch ausgebildet.
In einer weiteren Ausführungsform weist der Mantel eine Dicke d > Dz auf.
In einer weiteren Ausführungsform umfasst der Knochenersatz mehrere miteinander verbundene Behälter, welche nebeneinander oder übereinander angeordnet sind.
In einer anderen Ausführungsform weist der Knochenersatz zusätzlich zur Mehrzahl von nicht miteinander verbundenen Füllkörpern eine Anzahl untereinander verbundener Füllkörper auf.
In wiederum einer anderen Ausführungsform weist der Mantel einen oder mehrere säulenartige ins Innere des Behälters ragende Vorsprünge auf.
In einer weiteren Ausführungsform weist der Behälter im Inneren einen oder mehrere Querbalken auf, die mit beiden ihrer Enden mit dem Mantel verbunden sind.
In einer speziellen Ausführungsform des Verfahrens weisen die durch das 3DP oder SLS Verfahrens erzeugten Schichten eine Dicke von 10 pm bis 250 pm, vorzugsweise von 30 pm -100 pm auf. In einer weiteren Ausführungsform des Verfahrens bestehen die das Pulver bildenden Partikel des hydraulischen Zementes aus MCP und MCPM und TCP und werden allein mittels Wasser oder wässriger Lösung ausgehärtet. Damit ist der Vorteil erreichbar, dass keine Phosphorsäure wie bei den anderen Calciumphosphaten notwendig ist. Damit werden die 3DP Druckköpfe (die üblicherweise nicht für Säuren ausgelegt sind) nicht nur geschont, sondern eine hohe Qualität wird ermöglicht, da der Druckkopf reproduzierbar arbeitet. Weiter kann so das Calcium/Phosphatverhältnis genau kontrolliert werden.
In einer anderen Ausführungsform des Verfahrens werden die vom 3DP oder SLS Verfahren im Inneren des Behälters verbliebenen losen Partikel durch Anwendung einer der folgenden Techniken durch mindestens ein Fenster aus dem Behälter entfernt:
Vakuum, Spülen mit einem Medium in einem Ultraschallbad oder Vibration.
Damit ist der Vorteil erreichbar, dass die verbleibenden nicht miteinander verbundenen Partikel des Pulvers beim 3DP und SLS Verfahren eine Art Stützfunktion auch für überhängende und verschachtelte Geometrien des Behälters und der Füllkörper bilden. Das ist ein entscheidender Vorteil gegenüber anderen Rapid Prototyping Verfahren. Der Nachteil, dass die verbleibenden Partikel wieder entfernt werden müssen wird erfindungsgemäss überwunden. Dabei ermöglichen die kleinen Bewegungen der Füllkörper und die damit zeitlich abhängige Umlenkung und Verwirbelung der eingeblasenen Luft das depowdering auch von komplexen Geometrien im Innern des Mantels.
Eine bevorzugte Verwendung des Knochenersatzes ist die in vivo Besiedelung mit Körperzellen oder in vitro Züchtung von Zellgeweben.
Eine weitere bevorzugte Verwendung des Knochenersatzes ist die in-vitro Besiedelung von Knochen- oder Knorpelzellen.
Vorzugsweise wird der Knochenersatz zum Füllen oder Überbrücken von Defekten oder Hohlräumen im Knochen verwendet. Die Erfindung und Weiterbildungen der Erfindung werden im Folgenden anhand der teilweise schematischen Darstellungen mehrerer Ausführungsbeispiele noch näher erläutert.
Es zeigen:
Fig. 1 eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform des erfindungsgemässen Knochenersatzes;
Fig. 2 eine Aufsicht auf die in Fig. 1 dargestellte Ausführungsform des erfindungsgemässen Knochenersatzes;
Fig. 3 einen Längsschnitt durch die in Fig. 1 dargestellte Ausführungsform des erfindungsgemässen Knochenersatzes;
Fig. 4 einen Querschnitt durch die in Fig. 1 dargestellte Ausführungsform des erfindungsgemässen Knochenersatzes;
Fig. 5 eine Seitenansicht der in Fig. 1 dargestellten Ausführungsform des erfindungsgemässen Knochenersatzes;
Fig. 6 eine perspektivische Ansicht einer weiteren Ausführungsform des erfindungsgemässen Knochenersatzes;
Fig. 7 eine Aufsicht auf die in Fig. 6 dargestellte Ausführungsformen des erfindungsgemässen Knochenersatzes;
Fig. 8 einen Längsschnitt durch die in Fig. 6 dargestellte Ausführungsformen des erfindungsgemässen Knochenersatzes;
Fig. 9 einen Querschnitt durch die in Fig. 6 dargestellte Ausführungsform des erfindungsgemässen Knochenersatzes; und
Fig. 10 eine Seitenansicht der in Fig. 6 dargestellten Ausführungsform des erfindungsgemässen Knochenersatzes.
In den Figuren 1 bis 5 ist eine Ausführungsform des erfindungsgemässen Knochenersatzes 1 dargestellt, welche im Wesentlichen einen Behälter 2 und eine Mehrzahl von im Behälter 2 eingeschlossenen Füllkörpern 5 umfasst. Die Abmessungen der einzelnen Füllkörper 5 sind durch deren längsten umhüllenden Kreiszylinder mit dem Durchmesser Dz definiert. Die Füllkörper 5 bestehen aus miteinander verbundenen Partikeln mit einem mittleren Durchmesser Dp von mindestens 1 pm. Der Durchmesser Dz des längsten einen Füllkörper 5 umhüllenden Kreiszylinders ist grösser als 200 μητι. Der Knochenersatz 1 kann mehrere miteinander verbundene Behälter 2 umfassen, welche nebeneinander oder übereinander angeordnet sind. Ferner kann der Knochenersatz 1 zusätzlich zur Mehrzahl von nicht miteinander verbundenen Füllkörpern 5 eine Anzahl untereinander verbundener Füllkörper 5 umfassen.
Der Behälter 2 umfasst einen porösen und mindestens teilweise mit Öffnungen (nicht gezeichnet) versehenen Mantel 4, welcher jede beliebige Form aufweisen kann aber vorzugsweise rotationssymmetrisch (z.B. hohlzylindrisch) ausgebildet ist. Der Behälter 2 weist ferner einen Behälterboden 7 und eine Behälterdecke 8 auf, wobei der Behälterboden 7 und die Behälterdecke 8 ebenfalls porös und mindestens teilweise mit Öffnungen (nicht gezeichnet) ausgebildet sein können. Die Öffnungen des Mantels 4, des Behälterbodens 7 und der Behälterdecke 8 sind untereinander verbundene Poren oder Kanäle mit einem mittleren Durchmesser von DM, welcher kleiner als Dz ist. Ferner umfasst der Behälter 2 eine Mehrzahl von den Mantel 4 durchdringenden Fenstern 6, die so bemessen sind, dass kein Füllkörper 5 durch eines der Fenster 6 hindurchgeht. Dazu weisen die Fenster 6 eine kleinste Dimension DF auf, welche der Beziehung Dz > DF > Dp gehorcht. Der Durchmesser Dp der Fenster 6 ist grösser als ungefähr 50 μιτι.
Ferner kann der Mantel 4 zusätzlich zu den Öffnungen und den Fenstern 6 mehrere Durchgänge 3 (Figuren 6 und 8 bis 10) umfassen, deren Durchmesser DD mindestens dem mittleren Durchmesser DP der die Füllkörper 5 bildenden Partikel entspricht, um ein Entfernen des losen Pulvers zu ermöglichen, jedoch idealerweise grösser als 30 μιτι (Angiogenesis) ist. Der Mantel 4 kann interpartikuläre und interkristalline Zwischenräume aufweisen, welche einen mittleren Durchmesser im Bereich von 0,1 Dp bis 0,5 Dp aufweisen, wobei dieser mittlere Durchmesser zwischen 1 und 50 μιτι beträgt. Die Dicke d des Mantels 4 kann kleiner als der Durchmesser Dz der längsten die Füllkörper 5 umhüllenden Kreiszylinder sein. Der Mantel 4 kann einen oder mehrere säulenartige ins Innere des Behälters 2 ragende Vorsprünge aufweisen. Zudem oder alternativ dazu kann der Behälter 2 im Inneren einen oder mehrere Querbalken ausweisen, die mit beiden ihrer Enden mit dem Mantel 4 verbunden sind. Die Porosität der durch die Füllkörper 5 definierten Füllung des Behälters 2 liegt im Bereich von 1 bis 70 %. Die Füllkörper 5 sind beispielsweise, aber nicht beschränkt auf, kugelförmig ausgebildet und können Poren mit einem mittleren Durchmesser von 1 μιη bis 50 pm aufweisen.
Neben den konventionellen Herstellungsverfahren sind sogenannte SFF-Verfahren (Solid Free Form Fabrication) zur Herstellung von Knochenersatzmaterialien bekannt. Die Geometrie ist bei diesen sogenannten SFF-Verfahren frei definierbar.
Die vorliegende Erfindung bezieht sich primär auf eine Anwendung mit dem pulverbasierten 3DP-Verfahren (Three-Dimensional Printing) ist jedoch auch auf andere pulverbasierte SFF-Verfahren wie z.B. SLS (Selective Laser Sintering) direkt anwendbar.
Beim 3DP-Verfahren werden sogenannte 3D-Drucker verwendet, welche Maschinen umfassen, die dreidimensionale Werkstücke aufbauen. Der Aufbau des Werkstücks erfolgt üblicherweise computergesteuert aus einem oder mehreren flüssigen oder pulverförmigen Werkstoffen nach vorgegebenen Abmessungen und Formen, welche durch CAD-Verfahren definiert werden können. Das 3DP-Verfahren ist ein additives Verfahren, wobei ein Werkstück durch ein aufeinanderfolgendes Bilden von Materialschichten hergestellt wird. Daneben finden beim Aufbau des Werkstücks physikalische oder chemische Härtungsprozesse statt. Zur Herstellung des Werkstücks werden die Abmessungen und die Form durch die Maschine eingelesen und anschliessend werden nacheinander die einzelnen Schichten aus Flüssigkeit, Pulver oder plattenartigem Material deponiert, so dass ein Werkstück aus einer Reihe von Querschnittsschichten gebildet wird. Diese Schichten werden zur Herstellung des Werkstücks automatisch miteinander verbunden oder fusioniert.
Das SLS-Verfahren ist ebenfalls ein additives Verfahren, wobei räumliche Strukturen durch Sintern aus einem pulverförmigen Ausgangsmaterial hergestellt werden. Das Werkstück wird ebenfalls Schicht für Schicht aufgebaut, wobei durch Hochenergielaser (Kohlenstoffdioxidlaser) kleine Partikel aus Kunststoff, Metall oder Keramik geschmolzen werden. Das Material wird auf der Oberfläche eines Pulverbetts selektiv geschmolzen, so dass nach Aushärtung des geschmolzenen Materials eine feste Querschnittsschicht des Werkstücks gebildet wird. Nachdem eine Schicht fertiggestellt ist, wird das Pulverbett um eine Schichtdicke abgesenkt und eine neue Materialschicht wird auf die Oberfläche des abgesenkten Pulverbetts aufgetragen. Der Vorgang wird solange wiederholt bis das Werkstück fertiggestellt ist.
In einer Ausführungsform des erfindungsgemässen Verfahrens zur Herstellung des Knochenersatzes 1 werden der Mantel 4 des Behälters 2 und die Mehrzahl von Füllkörpern 5 gleichzeitig mittels 3DP- oder SLS Verfahren schichtweise hergestellt. Die durch das 3DP oder SLS Verfahrens erzeugten Schichten können eine Dicke von 10 pm bis 250 pm, vorzugsweise von 30 pm -10 pm aufweisen. Ferner können die das Pulver bildenden Partikel des hydraulischen Zementes aus MCPM (Ca(H2PO4)2 H2O) oder MCP (Ca(H2PO4)2) und TCP bestehen und allein mittels einer wässrigen Lösung oder Wasser ausgehärtet werden. Die vom 3DP oder SLS Verfahren im Inneren des Behälters verbliebenen nicht ausgehärteten Partikel können durch Anwendung einer der folgenden Techniken durch mindestens eines der Fenster 6 aus dem Behälter 2 entfernt werden: Vakuum, Spülen mit einem Medium in einem Ultraschallbad oder Vibration.
Im Folgenden wird der Einfachheit halber nur das 3DP-Verfahren erwähnt. Es sollen damit jedoch auch alternative Verfahren impliziert werden. Obwohl die Geometrie mit diesen Verfahren frei definierbar ist, müssen hinterschnittene und überhängende und verschachtelte Geometrien gestützt werden, da der Aufbau schichtweise erfolgt. Dies wiederum bedingt ein nachträgliches Entfernen dieser Stützen. Im Falle von 3DP und SLS wird die Stützfunktion durch loses Pulver übernommen, das später wieder entfernt werden muss (depowdering). Heute wird dies standardmässig bei mit 3DP und SLS hergestellten Teilen mit Luftdruck getan. Dazu wird eine Airbrush Düse verwendet, die gefilterte Druckluft auf den erfindungsgemäss hergestellten Knochenersatz bläst. Dadurch wird von Aussen her der erfindungsgemäss hergestellte Knochenersatz Schritt für Schritt von losen Partikeln des verwendeten Pulvers befreit. Insbesondere im Innern des erfindungsgemäss hergestellten Knochenersatzes bietet dies Schwierigkeiten. Deshalb ist bei SFF Methoden die Geometriefreiheit im Innern durch die Freiheit der Entfernung des freien Pulvers eingeschränkt. Kann das verbleibende nicht ausgehärtete Pulver nicht entfernt werden ist die Geometrie verloren. In der Praxis ist damit die Wahl der Geometrie speziell im Innern eines Körpers stark eingeschränkt. Typischerweise müssen grosse Kanäle gebaut werden, die ein „depowdering" ermöglichen. Die vorliegende Erfindung richtet sich schwergewichtig auf eine bessere Lösung für das„depowdering", die dadurch einen neuartigen Knochenersatz ermöglicht. Zudem erlaubt dieses Verfahren eine effiziente und wirtschaftliche Herstellung.
Eine weitere erfindungsgemässe Neuigkeit betrifft die Zusammensetzung des Pulvers. Stand der Technik im 3DP für Knochenersatz ist der folgende: Eine Säure wird mittels Druckkopf auf das Pulverbett aufgebracht, wodurch die keramischen Pulverpartikel lokal mittels einer Ausfällungsreaktion verbunden werden. Eine neuartige Methode durch Vermischung der keramischen Partikel (z.B. CaP Kalziumphosphate) mit Partikeln die bei Kontakt mit Wasser Säure bilden (z.B. MCP Monocalcium Phosphat) erlauben ein Drucken mit Wasser. Dies bietet neben der präzisen Einstellung des Kalzium/Phosphat- Verhältnisses noch weitere im Folgenden beschriebene Vorteile betreffend der mechanischen Eigenschaften und des Herstellungsverfahrens. Eine Möglichkeit die mechanischen Eigenschaften des erfindungsgemäss hergestellten Knochenersatzes weiter zu verbessern liegt in sog.„post-hardening" Schritten, d.h. der erfindungsgemäss hergestellte Knochenersatz wird z.B. durch Eintauchen in ein Säurebad, durch thermische Nachbehandlung z.B. Sintern oder durch ehem. Nachbehandlung (Infiltration) verstärkt. Im Falle des neuartigen Drucks mit einer wasserbasierten und säurefreien Lösung auf ein CaP/MCP Pulverbett ist somit ein neues und völlig unproblematisches „post-hardening" möglich, indem der Knochenersatz bei einer kontrollierten oder gesättigten Luftfeuchtigkeit oder durch direkten Kontakt mit Wasser (mit kapillarem Aufsaugen, Eintauchen oder Einsprühen) durch nachträgliche Kristallbildung verfestigt wird.
Der Mantel 4 des Behälters 2 und die Füllkörper 5 können das Reaktionsprodukt der Verfestigung eines losen Pulvers der Partikel sein und werden mittels 3DP oder SLS erzeugt. Beispiele dafür sind a) Verfestigung durch Kristallbildung oder Polymerisation (z.B. Zucker oder Salzpulver + Wasser aus dem Druckkopf oder als weitere Alternative beliebiges Pulver + Salz/Zucker/Polymerlösung aus Druckkopf (Z.B. kann Zucker/CaP Pulverbett lokal mit Wassertropfen (aus dem Druckkopf via 3DP) besprüht werden. Die Verzahnungen der Zuckerkristalle bilden eine Matrix welche die CaP Partikel zusammenhalten. Nachträgliche Schritte könnten weiteren Verbund der CaP bzw. Auswaschen der Zuckerkristalle beinhalten); b) Verfestigung durch Kapillarkräfte: Trocknen und Verzahnen der Oberfläche eines Pulvers; c) Verfestigung durch Gelierung (z.B. Alginat + Ca2+ Ionen = Gel); d) Verfestigung durch Abkühlen (z.B. ein flüssiges Medium wird auf ein Pulver gedruckt und verfestigt sich durch die Abkühlung); oder e) Verfestigung durch Sintern oder Schmelzen und Abkühlen (SLS oder SLM (Selective Laser Melting) Verfahren.
Alternativ können der Mantel 4 des Behälters 2 und die Füllkörper 5 das Reaktionsprodukt eines hydraulischen Zementes nach dessen Aushärtung sein, vorzugsweise durch 3DP erzeugt oder aber auch das Reaktionsprodukt des Verbundes eines z.B. Keramik und Polymerpulvergemisches in einem SLS Prozess sein.
Ferner kann die Verfestigung auf der Reaktion eines oder mehrerer Kalziumphosphate oder Kalziumsulphate mit einer wässerigen Lösung basieren. Dabei kann das Kalziumphosphat alpha-TCP, beta-TCP, Hydroxylapatit, TetCP oder eine Mischung davon sein.
Die Verfestigung kann in alternativen Ausführungsformen auch auf der Reaktion a) einer Pulvermischung von MCP (Ca(H2P04)2) oder MCPM (Ca(H2P04)2 H20) oder einer Mischung davon mit b) einer oder mehreren der folgenden Substanzen: beta-TCP (Ca3(P04)2) oder , alpha-TCP(Ca3(P04)2) oder Hydroxyapatit (Ca5(P04)3OH) oder Kalzium-defizitärem Hydroxyapatit (Caio-x(HP04)x(P04)6-x(OH)2-x, mit 0 < x < 1) oder Tetracaicium Phosphat (Ca4(P04)20) und c) einer wässerigen Lösung oder reinem Wasser erfolgen.
Die in den Figuren 6 bis 10 dargestellte Ausführungsform des erfindungsgemässen Knochenersatzes 1 unterscheidet sich von der in den Fig. 1 bis 5 beschriebenen Ausführungsform nur darin, dass die Füllkörper 5 T-förmig oder pilzförmig ausgebildet sind. Dabei können die Füllkörper 5 zwei im Wesentlichen kreiszylindrische Abschnitte aufweisen, wovon je ein erster Abschnitt einen grösseren Durchmesser als der daran angrenzende zweite Abschnitt aufweist. Auch anders ausgestaltete Ausführungsformen der Füllkörper 5 sind denkbar und beliebig kombinierbar.
Obwohl wie oben beschrieben verschiedene Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung vorliegen, sind diese so zu verstehen, dass die verschiedenen Merkmale sowohl einzeln als auch in jeder beliebigen Kombination verwendet werden können. Diese Erfindung ist daher nicht einfach auf die oben erwähnten, besonders bevorzugten Ausführungsformen beschränkt.

Claims

Patentansprüche
1. Knochenersatz (1),
gekennzeichnet durch
A) einen Behälter (2) aus einem porösen und mindestens teilweise mit Öffnungen versehenen Mantel (4); und
B) einer im Behälter (2) eingeschlossenen Mehrzahl von nicht miteinander verbundenen Füllkörpern (5); wobei
C) die Füllkörper (5) aus miteinander verbundenen Partikeln mit einem mittleren Durchmesser DP bestehen; und
D) die Öffnungen des Mantels (4) untereinander verbundene Poren oder Kanäle mit einem mittleren Durchmesser von DM sind.
2. Knochenersatz nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass der Behälter (2) ein oder mehrere den Mantel (4) durchdringende Fenster (6) aufweist.
3. Knochenersatz nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Abmessungen der einzelnen Füllkörper (5) durch deren längsten umhüllenden Kreiszylinder mit dem Durchmesser Dz definiert sind.
4. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der mittlere Durchmesser Dp der Partikel zwischen 1 μιη und 250 pm beträgt.
5. Knochenersatz nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass der mittlere Durchmesser DM der Poren oder Kanäle kleiner als Dz ist.
6. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass jedes der Fenster (6) eine kleinste Dimension DF aufweist, welche der Beziehung Dz > DF > Dp gehorcht.
7. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 3 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser Dz grösser als 200 μητι, vorzugsweise grösser als 500 pm ist.
8. Knochenersatz nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser Dp grösser als 50 μιτι ist.
9. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Füllkörper sowie der Mantel (4) in einem Arbeitsgang mittels eines dreidimensionalen Druckverfahrens 3DP oder eines Selektiven Laser-Sinter-Verfahrens SLS hergestellt sind.
10. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Füllkörper (5) voneinander beabstandet sind, wobei vorzugsweise der minimale Abstand zwischen den Füllkörpern (5) grösser als 50 m ist.
11. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel (4) zusätzlich zu den Öffnungen und den Fenstern (6) eine Anzahl von Durchgängen (3) enthält deren Durchmesser DD mindestens gleich gross ist wie Dp und mindestens 30 μιη beträgt.
12. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 11 , dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel (4) interpartikuläre und interkristallinäre Zwischenräume aufweist mit einem mittleren Durchmesser, welcher im Bereich von 0,1 DP bis 0,5 Dp liegt und 1 bis 50 m beträgt.
13. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel (4) des Behälters (2) und die Füllkörper (5) das Reaktionsprodukt der Verfestigung eines losen Pulvers der Partikel sind, vorzugsweise mittels 3DP oder SLS erzeugt.
14. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel (4) des Behälters (2) und die Füllkörper (5) unterschiedliche Reaktionsprodukte der Verfestigung eines losen Pulvers der Partikel sind, vorzugsweise mittels 3DP oder SLS erzeugt.
15. Knochenersatz nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel (4) des Behälters (2) und die Füllkörper (5) das Reaktionsprodukt eines hydraulischen Zementes nach dessen Aushärtung ist, vorzugsweise durch 3DP erzeugt.
16. Knochenersatz nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel (4) des Behälters (2) und die Füllkörper (5) das Schmelzprodukt des Verbundes eines keramischen Pulvers in einem SLS Prozess ist.
17. Knochenersatz nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Verfestigung auf der Reaktion eines oder mehrerer Kalziumphosphate oder Kalziumsulphate mit einer wässerigen Lösung basiert.
18. Knochenersatz nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass das Kalziumphosphat das alpha-TCP, beta-TCP, Hydroxylapatit, TetCP oder eine Mischung davon ist.
19. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass das Endprodukt DCPD, DCP oder eine Mischung davon enthält.
20. Knochenersatz nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Verfestigung auf der Reaktion
a) einer Pulvermischung von MCP (Ca(H2P04)2) oder MCPM (Ca(H2P04)2 H20) oder einer Mischung davon mit
b) einer oder mehreren der folgenden Substanzen:
beta-TCP (Ca3(P04)2) oder , alpha-TCP(Ca3(P04)2) oder Hydroxyapatit (Ca5(P04)3OH) oder Kalzium-defizitärem Hydroxyapatit (Cai0-x(HPO4)x(PO4)6-x(OH)2-x, mit 0 < x < 1 ) oder Tetracalcium Phosphat (Ca4(P04)20) und
c) einer wässerigen Lösung oder reinem Wasser erfolgt.
21. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass die Porosität der durch die Füllkörper definierten Füllung des Behälters (2) im Bereich von 1 bis 70 %, vorzugsweise von 20 bis 30 % liegt.
22. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 21 , dadurch gekennzeichnet, dass die Füllkörper (5) Poren mit einem mittleren Durchmesser 1 pm bis 50 μιτι aufweisen.
23. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel (4) eine beliebige auch nicht rotationssymmetrische Form aufweist, vorzugsweise jedoch rotationssymmetrisch ausgebildet ist.
24. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 23, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel (4) eine Dicke d > Dz aufweist.
25. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 24, dadurch gekennzeichnet, dass der Knochenersatz mehrere miteinander verbundene Behälter (2) umfasst, welche nebeneinander oder übereinander angeordnet sind.
26. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass der Knochenersatz zusätzlich zur Mehrzahl von nicht miteinander verbundenen Füllkörpern (5) ein Anzahl untereinander verbundener Füllkörper (5) aufweist.
27. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 26, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel (4) einen oder mehrere säulenartige ins Innere des Behälters (2) ragende Vorsprünge aufweist.
28. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 27, dadurch gekennzeichnet, dass der Behälter (2) im Inneren einen oder mehrere Querbalken aufweist, die mit beiden ihrer Enden mit dem Mantel (4) verbunden sind.
29. Verfahren zur Herstellung des Knochenersatzes nach einem der Ansprüche 1 bis 28, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel (4) des Behälters (2) und die Mehrzahl von Füllkörpern (5) gleichzeitig mittels eines der folgenden Verfahren:
3DP, SLS Verfahren oder SLS Verfahren mit Keramik
schichtweise hergestellt werden.
30. Verfahren nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass die durch das 3DP oder SLS Verfahrens erzeugten Schichten eine Dicke von 10 pm bis 250 pm, vorzugsweise von 30 pm -100 pm aufweisen.
31. Verfahren nach Anspruch 29 oder 30, dadurch gekennzeichnet, dass die das Pulver bildenden Partikel des hydraulischen Zementes aus MCP und MCPM und TCP bestehen und allein mittels Wasser oder wässriger Lösung ausgehärtet werden.
32. Verfahren nach einem der Ansprüche 29 bis 31 , dadurch gekennzeichnet, dass die vom 3DP oder SLS Verfahren im Inneren des Behälters (2) verbliebenen losen Partikel durch Anwendung einer der folgenden Techniken durch mindestens ein Fenster (6) aus dem Behälter (2) entfernt werden:
Vakuum, Spülen mit einem Medium in einem Ultraschallbad oder Vibration.
33. Verwendung des Knochenersatzes nach einem der Ansprüche 1 bis 28 zur in vivo Besiedelung mit Körperzellen oder in vitro Züchtung von Zellgeweben.
34. Verwendung des Knochenersatzes nach einem der Ansprüche 1 bis 28 zu in-vitro Besiedelung von Knochen- oder Knorpelzellen.
35. Knochenersatz nach einem der Ansprüche 1 bis 28 zum Füllen oder Überbrücken von Defekten oder Hohlräumen im Knochen.
EP12812816.2A 2012-12-11 2012-12-11 Knochenersatz und verfahren zu dessen herstellung Pending EP2931326A1 (de)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/CH2012/000270 WO2014089711A1 (de) 2012-12-11 2012-12-11 Knochenersatz und verfahren zu dessen herstellung

Publications (1)

Publication Number Publication Date
EP2931326A1 true EP2931326A1 (de) 2015-10-21

Family

ID=47522199

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP12812816.2A Pending EP2931326A1 (de) 2012-12-11 2012-12-11 Knochenersatz und verfahren zu dessen herstellung

Country Status (3)

Country Link
US (1) US9907654B2 (de)
EP (1) EP2931326A1 (de)
WO (1) WO2014089711A1 (de)

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10842645B2 (en) 2008-08-13 2020-11-24 Smed-Ta/Td, Llc Orthopaedic implant with porous structural member
US9700431B2 (en) * 2008-08-13 2017-07-11 Smed-Ta/Td, Llc Orthopaedic implant with porous structural member
WO2014187969A1 (de) * 2013-05-23 2014-11-27 Ceramtec Gmbh Bauteil aus keramik mit porenkanälen
JP6807917B2 (ja) * 2015-07-16 2021-01-06 スリーエム イノベイティブ プロパティズ カンパニー 歯科用物品の製造方法
CN105411725B (zh) * 2015-12-14 2018-04-20 宋占涛 一种具有多维通道结构的骨修复材料制备方法
EP3389570B1 (de) 2015-12-16 2024-04-17 Nuvasive, Inc. Poröses wirbelsäulenfusionsimplantat
US10806586B2 (en) * 2016-05-19 2020-10-20 University Of Pittsburgh—Of The Commonwealth System Of Higer Education Biomimetic plywood motifs for bone tissue engineering
US11638645B2 (en) 2016-05-19 2023-05-02 University of Pittsburgh—of the Commonwealth System of Higher Education Biomimetic plywood motifs for bone tissue engineering

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050281856A1 (en) * 2004-05-10 2005-12-22 Mcglohorn Jonathan Implantable biostructure comprising an osteoconductive member and an osteoinductive material
US20120251609A1 (en) * 2011-03-29 2012-10-04 Yen-Chen Huang Demineralized cancellous bone matrix

Family Cites Families (122)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3852045A (en) * 1972-08-14 1974-12-03 Battelle Memorial Institute Void metal composite material and method
US5282856A (en) * 1987-12-22 1994-02-01 Ledergerber Walter J Implantable prosthetic device
US7452359B1 (en) * 1988-06-13 2008-11-18 Warsaw Orthopedic, Inc. Apparatus for inserting spinal implants
US5609635A (en) * 1988-06-28 1997-03-11 Michelson; Gary K. Lordotic interbody spinal fusion implants
US5152791A (en) * 1989-12-07 1992-10-06 Olympus Optical Co., Ltd. Prosthetic artificial bone having ceramic layers of different porosity
US5192326A (en) * 1990-12-21 1993-03-09 Pfizer Hospital Products Group, Inc. Hydrogel bead intervertebral disc nucleus
US5348788A (en) * 1991-01-30 1994-09-20 Interpore Orthopaedics, Inc. Mesh sheet with microscopic projections and holes
US6013853A (en) * 1992-02-14 2000-01-11 The University Of Texas System Continuous release polymeric implant carrier
US5876452A (en) * 1992-02-14 1999-03-02 Board Of Regents, University Of Texas System Biodegradable implant
US5282861A (en) * 1992-03-11 1994-02-01 Ultramet Open cell tantalum structures for cancellous bone implants and cell and tissue receptors
US5496372A (en) * 1992-04-17 1996-03-05 Kyocera Corporation Hard tissue prosthesis including porous thin metal sheets
US5490962A (en) 1993-10-18 1996-02-13 Massachusetts Institute Of Technology Preparation of medical devices by solid free-form fabrication methods
US5888220A (en) * 1994-05-06 1999-03-30 Advanced Bio Surfaces, Inc. Articulating joint repair
EP0781113B1 (de) * 1994-09-15 2002-03-27 Surgical Dynamics, Inc. Konischer fusionskäfig
US6022376A (en) * 1997-06-06 2000-02-08 Raymedica, Inc. Percutaneous prosthetic spinal disc nucleus and method of manufacture
US6187329B1 (en) * 1997-12-23 2001-02-13 Board Of Regents Of The University Of Texas System Variable permeability bone implants, methods for their preparation and use
CA2345982A1 (en) * 1998-10-12 2000-04-20 Jill K. Sherwood Composites for tissue regeneration and methods of manufacture thereof
US6283997B1 (en) * 1998-11-13 2001-09-04 The Trustees Of Princeton University Controlled architecture ceramic composites by stereolithography
US6200347B1 (en) * 1999-01-05 2001-03-13 Lifenet Composite bone graft, method of making and using same
US8133421B2 (en) * 1999-02-23 2012-03-13 Warsaw Orthopedic, Inc. Methods of making shaped load-bearing osteoimplant
US6602291B1 (en) * 1999-04-05 2003-08-05 Raymedica, Inc. Prosthetic spinal disc nucleus having a shape change characteristic
CN101362058B (zh) * 1999-12-08 2011-10-12 巴克斯特国际公司 制造微孔滤膜的方法
US6520997B1 (en) * 1999-12-08 2003-02-18 Baxter International Inc. Porous three dimensional structure
US6869445B1 (en) * 2000-05-04 2005-03-22 Phillips Plastics Corp. Packable ceramic beads for bone repair
JP2004501719A (ja) * 2000-07-03 2004-01-22 オステオテック　インコーポレーテッド 骨から誘導された骨形成性インプラント
DE60141653D1 (de) * 2000-07-21 2010-05-06 Spineology Group Llc Eine dehnbare, poröse netzbeutel-vorrichtung und seine nutzung in der knochenchirugie
US20020169507A1 (en) * 2000-12-14 2002-11-14 David Malone Interbody spine fusion cage
ATE387163T1 (de) * 2000-12-15 2008-03-15 Spineology Inc Annulusverstärkendes band
US20020116064A1 (en) * 2001-02-21 2002-08-22 Lance Middleton Apparatus for fusing adjacent bone structures
US20020147497A1 (en) * 2001-04-06 2002-10-10 Integrated Vascular Systems, Inc. Methods for treating spinal discs
CA2442855A1 (en) 2001-04-12 2002-10-24 Therics, Inc. Method and apparatus for engineered regenerative biostructures
EP1492475B1 (de) * 2001-04-16 2011-12-21 Wright Medical Technology, Inc. Dichte/poröse strukturen zur verwendung als knochenersatz
DE10126085A1 (de) * 2001-05-29 2002-12-05 Tutogen Medical Gmbh Knochenimplantat
US6626950B2 (en) * 2001-06-28 2003-09-30 Ethicon, Inc. Composite scaffold with post anchor for the repair and regeneration of tissue
JP3646162B2 (ja) * 2001-07-04 2005-05-11 独立行政法人産業技術総合研究所 軟骨組織の再生用移植体
JP4294474B2 (ja) * 2001-07-16 2009-07-15 デピュイ・プロダクツ・インコーポレイテッド 半月板再生装置
US6702857B2 (en) * 2001-07-27 2004-03-09 Dexcom, Inc. Membrane for use with implantable devices
US7238203B2 (en) * 2001-12-12 2007-07-03 Vita Special Purpose Corporation Bioactive spinal implants and method of manufacture thereof
JP2006505331A (ja) * 2002-11-05 2006-02-16 スパインオロジー，インク． 半人工椎間円板交換システム
AU2003261497B2 (en) * 2002-11-08 2009-02-26 Howmedica Osteonics Corp. Laser-produced porous surface
ES2660627T3 (es) * 2003-05-15 2018-03-23 Biomerix Corporation Matrices elastoméricas reticuladas, su fabricación y su utilización en dispositivos implantables
US7252685B2 (en) * 2003-06-05 2007-08-07 Sdgi Holdings, Inc. Fusion implant and method of making same
US7351262B2 (en) * 2003-06-05 2008-04-01 Warsaw Orthopedic, Inc. Bone implants and methods of making same
MXPA06000874A (es) * 2003-07-24 2006-04-19 Tecomet Inc Espumas no aleatorias ensambladas.
US6958077B2 (en) * 2003-07-29 2005-10-25 Loubert Suddaby Inflatable nuclear prosthesis
US7296998B2 (en) * 2003-09-22 2007-11-20 Bartee Chaddick M Hydrophilic high density PTFE medical barrier
DE10348219A1 (de) * 2003-10-13 2005-05-12 Aesculap Ag & Co Kg Knorpelersatzimplantat und Verfahren zur Herstellung eines Knorpelersatzimplantats
US7416564B2 (en) * 2003-11-26 2008-08-26 Seoul National University Industry Foundation Porous bioceramics for bone scaffold and method for manufacturing the same
US8389588B2 (en) * 2003-12-04 2013-03-05 Kensey Nash Corporation Bi-phasic compressed porous reinforcement materials suitable for implant
US7189263B2 (en) * 2004-02-03 2007-03-13 Vita Special Purpose Corporation Biocompatible bone graft material
US7465318B2 (en) * 2004-04-15 2008-12-16 Soteira, Inc. Cement-directing orthopedic implants
US20050278027A1 (en) * 2004-06-11 2005-12-15 Hyde Edward R Jr Annulus fibrosus stent
US9089427B2 (en) * 2004-07-02 2015-07-28 Praxis Powder Technology, Inc. Method of making porous metal articles
EP1781218A2 (de) * 2004-08-09 2007-05-09 TRANS1, Inc. Prothetische kernvorrichtung und verfahren
WO2007001392A2 (en) * 2004-10-01 2007-01-04 The Regents Of The University Of Michigan Manufacture of shape-memory alloy cellular meterials and structures by transient-liquid reactive joining
WO2006044832A2 (en) * 2004-10-15 2006-04-27 The Cleveland Clinic Foundation Device for tissue engineering
US7799078B2 (en) * 2004-11-12 2010-09-21 Warsaw Orthopedic, Inc. Implantable vertebral lift
US9427496B2 (en) * 2005-02-18 2016-08-30 Drexel University Method for creating an internal transport system within tissue scaffolds using computer-aided tissue engineering
KR20080012834A (ko) * 2005-03-01 2008-02-12 코럼나 피티와이 리미티드 추간원판 복원
US7901462B2 (en) * 2005-06-23 2011-03-08 Depuy Products, Inc. Implants with textured surface and methods for producing the same
TWI274591B (en) * 2005-11-07 2007-03-01 Univ Tsinghua Composite scaffold for remedying articular cartilage tissue and preparation thereof
EP1951156A2 (de) * 2005-11-18 2008-08-06 Ceramatec, Inc. Poröses, belastbares implantat aus keramik oder metall
US8728387B2 (en) * 2005-12-06 2014-05-20 Howmedica Osteonics Corp. Laser-produced porous surface
US20070135921A1 (en) * 2005-12-09 2007-06-14 Park Kee B Surgical implant
US7799079B2 (en) * 2006-01-18 2010-09-21 Zimmer Spine, Inc. Vertebral fusion device and method
US9327056B2 (en) * 2006-02-14 2016-05-03 Washington State University Bone replacement materials
US20070233258A1 (en) * 2006-02-28 2007-10-04 Zimmer Spine, Inc. Vertebroplasty- device and method
WO2007105600A1 (ja) * 2006-03-10 2007-09-20 Takiron Co., Ltd. インプラント複合材料
US20100009103A1 (en) * 2006-03-17 2010-01-14 Hi-Lex Corporation Medical material
WO2007121345A2 (en) * 2006-04-13 2007-10-25 Case Western Reserve University Biomaterial implants
CN101616642A (zh) * 2006-10-16 2009-12-30 先锋外科技术公司 融合装置
US20110282392A1 (en) * 2006-10-30 2011-11-17 Tissue Regeneration Systems, Inc. Degradable cage for bone fusion
US8275594B2 (en) 2006-10-30 2012-09-25 The Regents Of The University Of Michigan Engineered scaffolds for intervertebral disc repair and regeneration and for articulating joint repair and regeneration
EP1961433A1 (de) * 2007-02-20 2008-08-27 National University of Ireland Galway Poröse Substrate zur Implantation
US7758643B2 (en) * 2007-02-26 2010-07-20 Biomet Sports Medicine, Llc Stable cartilage defect repair plug
US20080281431A1 (en) * 2007-05-10 2008-11-13 Biomet Manufacturing Corp. Resorbable bone graft materials
US20110054408A1 (en) * 2007-07-10 2011-03-03 Guobao Wei Delivery systems, devices, tools, and methods of use
EP2014256A1 (de) * 2007-07-12 2009-01-14 Straumann Holding AG Verbundmaterial zur Knochenreparatur
US9744043B2 (en) * 2007-07-16 2017-08-29 Lifenet Health Crafting of cartilage
US8916228B2 (en) * 2007-08-09 2014-12-23 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Bi-layered bone-like scaffolds
US20090043398A1 (en) * 2007-08-09 2009-02-12 Zimmer, Inc. Method of producing gradient articles by centrifugation molding or casting
US8292961B2 (en) * 2008-01-23 2012-10-23 Osman Said G Biologic vertebral reconstruction
GB0801935D0 (en) * 2008-02-01 2008-03-12 Apatech Ltd Porous biomaterial
GB0809721D0 (en) * 2008-05-28 2008-07-02 Univ Bath Improvements in or relating to joints and/or implants
TWI394597B (zh) * 2008-06-24 2013-05-01 Sunmax Biotechnology Co Ltd 骨科用生物可分解性補綴物
KR101726885B1 (ko) * 2008-10-17 2017-04-26 내셔널 유니버시티 오브 싱가포르 뼈 회복 및 긴 뼈 조직 공학용 흡수성 골격
BRPI0919972A2 (pt) * 2008-10-29 2015-12-08 Smith & Nephew Inc camadas de superfície porosa com rugosidade na superfície aumentada e implantes incorporando as mesmas
US20100145454A1 (en) * 2008-12-09 2010-06-10 Zimmer Spine, Inc. Intervertebral disc nucleus replacement prosthesis
US20110118850A1 (en) * 2008-12-13 2011-05-19 Amit Prakash Govil Bioactive Grafts and Composites
US8556972B2 (en) * 2009-04-02 2013-10-15 Sevika Holding AG Monolithic orthopedic implant with an articular finished surface
US20100256758A1 (en) * 2009-04-02 2010-10-07 Synvasive Technology, Inc. Monolithic orthopedic implant with an articular finished surface
US8636803B2 (en) * 2009-04-07 2014-01-28 Spinal Stabilization Technologies, Llc Percutaneous implantable nuclear prosthesis
US20100310623A1 (en) * 2009-06-05 2010-12-09 Laurencin Cato T Synergetic functionalized spiral-in-tubular bone scaffolds
US20100331998A1 (en) * 2009-06-30 2010-12-30 Ringeisen Timothy A Electrokinetic device for tissue repair
IN2012DN01464A (de) * 2009-08-19 2015-06-05 Smith & Nephew Inc
EP2477578B1 (de) * 2009-09-23 2015-08-19 Zimmer Spine, Inc. Verbundimplantat
US9445902B2 (en) * 2009-11-03 2016-09-20 Howmedica Osteonics Corp. Platform for soft tissue attachment
US8372423B2 (en) * 2009-11-25 2013-02-12 Healionics Corporation Implantable medical devices having microporous surface layers and method for reducing foreign body response to the same
CA2781518C (en) * 2009-11-25 2016-08-23 Healionics Corporation Granules of porous biocompatible materials
CN105125323B (zh) * 2010-03-10 2017-04-12 奥斯-Q公司 用于修复组织缺损的植入体和方法
US20120150299A1 (en) * 2010-06-10 2012-06-14 Ergun Asli Integrated multi-zonal cage/core implants as bone graft substitutes and apparatus and method for their fabrication
WO2012061024A1 (en) * 2010-10-25 2012-05-10 Musculoskeletal Transplant Foundation Demineralized cortical bone implants
EP2465549A1 (de) * 2010-11-17 2012-06-20 Zimmer GmbH Poröse Metallstrukturen, die aus Polymervorformen hergestellt sind
WO2013009837A1 (en) * 2011-07-13 2013-01-17 Amendia, Inc. Spinal implants with stem cells
US20130123935A1 (en) * 2011-11-03 2013-05-16 Jessee Hunt Method of length preservation during bone repair
US8414654B1 (en) * 2011-11-23 2013-04-09 Amendia, Inc. Bone implants and method of manufacture
US9907657B2 (en) * 2012-02-09 2018-03-06 Arthrex, Inc. Porous coating for orthopedic implant utilizing porous, shape memory materials
US9278000B2 (en) * 2012-02-09 2016-03-08 Mx Orthopedics, Corp. Porous coating for orthopedic implant utilizing porous, shape memory materials
US8932309B2 (en) * 2012-03-06 2015-01-13 Linares Medical Devices, Llc Surgical polymer molded and flexible covering material with or without secondary composite additive materials for providing anti-bacterial and tear resistant properties
US9730801B2 (en) * 2012-04-17 2017-08-15 Warsaw Orthopedic, Inc. Interbody bone implant device
TW201240653A (en) * 2012-05-30 2012-10-16 Ossaware Biotech Co Ltd Hollow-grid medical implant
RU2014153874A (ru) * 2012-05-30 2016-07-27 Нью Йорк Юниверсити Устройства, или скаффолды, для восстановления тканей
US9205176B2 (en) * 2012-05-31 2015-12-08 Zimmer, Inc. Anisotropic porous scaffolds
US8843229B2 (en) * 2012-07-20 2014-09-23 Biomet Manufacturing, Llc Metallic structures having porous regions from imaged bone at pre-defined anatomic locations
EP2897557A1 (de) * 2012-09-21 2015-07-29 Zimmer, Inc. Implantat von variabler dichte und verfahren
US20140107786A1 (en) * 2012-10-11 2014-04-17 Rhausler, Inc. Fusion cage implant with lattice structure
US9693874B2 (en) * 2013-03-15 2017-07-04 Blackstone Medical, Inc. Composite spinal interbody device and method
US9724203B2 (en) * 2013-03-15 2017-08-08 Smed-Ta/Td, Llc Porous tissue ingrowth structure
US9649197B2 (en) * 2013-03-15 2017-05-16 Amedica Corporation Thin-walled implant structures and related methods
US9681966B2 (en) * 2013-03-15 2017-06-20 Smed-Ta/Td, Llc Method of manufacturing a tubular medical implant
WO2014202685A1 (de) * 2013-06-18 2014-12-24 Ceramtec Gmbh Keramische bauteile zum ersatz von gelenksflächen
US10016811B2 (en) * 2013-08-09 2018-07-10 David J. Neal Orthopedic implants and methods of manufacturing orthopedic implants

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050281856A1 (en) * 2004-05-10 2005-12-22 Mcglohorn Jonathan Implantable biostructure comprising an osteoconductive member and an osteoinductive material
US20120251609A1 (en) * 2011-03-29 2012-10-04 Yen-Chen Huang Demineralized cancellous bone matrix

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of WO2014089711A1 *

Also Published As

Publication number Publication date
WO2014089711A1 (de) 2014-06-19
US20150297349A1 (en) 2015-10-22
US9907654B2 (en) 2018-03-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP2931326A1 (de) Knochenersatz und verfahren zu dessen herstellung
EP2900455B1 (de) Vorrichtung zur stabilisierung eines pulverbetts mittels unterdruck für die additive fertigung und entsprechendes verfahren
EP0627983B1 (de) Verfahren zur herstellung von formkörpern mit vorbestimmter porenstruktur
DE69823955T2 (de) Als knochenimplantat geeignetes erzeugnis
EP2794152B1 (de) Verfahren zur fertigung eines kompakten bauteils sowie mit dem verfahren herstellbares bauteil
WO1995021053A1 (de) Werkstoff und verfahren zu seiner herstellung
WO1995021053A9 (de) Werkstoff und verfahren zu seiner herstellung
DE10236685A1 (de) Verfahren zum Herstellen eines Implantats
WO2012164078A2 (de) Verfahren zum herstellen eines formkörpers sowie vorrichtung
DE2242867A1 (de) Verfahren zur herstellung implantierbarer, poroeser, keramischer knochenersatz-, knochenverbund- oder prothesenverankerungs-werkstoffe
EP0366018B1 (de) Metallspongiosa und Verfahren zu ihrer Herstellung
EP1274559A1 (de) Vorrichtung und verfahren zum herstellen von dreidimensionalen objekten
DE102017009742A1 (de) 3d-druckverfahren und damit hergestellte lösliche form insbesondere zur verwendung in kaltguss- und laminierverfahren
WO2014207056A1 (de) Knochenersatz-material und verfahren zur herstellung von knochenersatz-material
EP3173202B1 (de) Spezial-keramikbauteile
EP3145662B1 (de) Verfahren zur herstellung keramischer und/oder metallischer bauteile
EP3173227A1 (de) Freiform-keramikbauteile
WO2022022763A1 (de) Verfahren zum herstellen eines 3d-formkörpers sowie vorrichtung unter verwendung einer siebplatte
EP1597004B1 (de) Verfahren zum schäumen von sinterformkörpern mit zellstruktur
EP3173392B1 (de) Verfahren zur herstellung von keramikteilen
DE102021213790A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Herstellung eines Bauteils additiven Fertigungsverfahren durch schichtweisen Aufbau
DE102020101783A1 (de) Verfahren zum Herstellen eines dreidimensionalen Formteils
DE3726022A1 (de) Verfahren zur herstellung von ein- oder mehrwandigen koerpern

Legal Events

Date Code Title Description
PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

17P Request for examination filed

Effective date: 20150605

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AL AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HR HU IE IS IT LI LT LU LV MC MK MT NL NO PL PT RO RS SE SI SK SM TR

AX Request for extension of the european patent

Extension state: BA ME

DAX Request for extension of the european patent (deleted)
17Q First examination report despatched

Effective date: 20160629

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: EXAMINATION IS IN PROGRESS

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: EXAMINATION IS IN PROGRESS

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: EXAMINATION IS IN PROGRESS

GRAP Despatch of communication of intention to grant a patent

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOSNIGR1

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: GRANT OF PATENT IS INTENDED

INTG Intention to grant announced

Effective date: 20230908

RIN1 Information on inventor provided before grant (corrected)

Inventor name: DOEBELIN, NICOLA

Inventor name: BOHNER, MARC

Inventor name: BUTSCHER, ANDRE