DE2224614A1

DE2224614A1 - Implantationsmaterial, verfahren zu seiner herstellung und seine verwendung zur stabilisierung von implantaten

Info

Publication number: DE2224614A1
Application number: DE2224614A
Authority: DE
Inventors: Charles Albert Homsy
Original assignee: Vitek Inc
Current assignee: Vitek Inc
Priority date: 1971-05-20
Filing date: 1972-05-19
Publication date: 1973-12-13
Also published as: NL7206657A; IT955679B; CA1016457A; FR2138735A1; SE393290B; CH578342A5; ES402975A1; BE783527A; IE36712B1; IE36712L; AR193864A1; DE2224614C2; FR2138735B1; GB1390445A; ZA723390B; JPS5838182B1; AU4231072A; BR7203197D0

Description

¹¹ Implantationsmaterial, Verfahren zu seiner Herstellung und seine Verwendung *ar Stabilisierung von Implantaten "

Priorität: 20. Mai 1971, V.St.A., Nr.. 145 497

Die Erfindung betrifft ein Implantationsmaterial, das bei der Implantation in den tierischen oder menschlichen Körper das Einwachsen des normalen Körpergewebes fördert, ein Verfahren zur Herstellung dieses Materials und seine Verwendung zur Stabilisierung von Prothesen, zur Förderung des Einwachsens von Gewebe und für Sehnenersatz.

Bekanntes Implantationsmaterial ist so beschaffen, daß es normalerweise in Bindegewebe eingescheidet bzw. eingekapselt wird. Keines der bisherigen Implantationsmaterialien fördert den normalen Gewebev/uchs sondern verhindert es im Gegenteil.

Aufgabe der Erfindung ist es dementsprechend, ein verbessertes Implantationsmaterial zu schaffen, das das Einwachsen von normalem Körpergewebe fördert, mit dem Metallprothesen stabilisiert werden können, das zur Vermehrung von Weichteilgewebe ver-

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wendet werden kann und mit dem Gelenke oder Gelenkteile wiedergeschaffen v/erden können.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren zur Herstellung des Implantationsmaterials zu schaffen, das in Dampfautoklaven ohne Schädigung sterilisiert werden kann, das das Einwachsen von Gewebe fördert und nach der Implantation nicht von Bindegewebe eingescheidet wird, das sich zur Implantation in Gelenken eignet und eine hohe Verschleißfestigkeit und einen geringen Reibungswiderstand aufweist, und das Einwachsen von Weichteilgewebe fördert, um Implantate zu stabilisieren.

Das Implantationsmaterial der.Erfindung besteht aus gesintertem, Kohlenstoff-Fasern enthaltendem Polytetrafluoräthylen, das in erheblichem Ausmaß Hohlräume aufweist.

Polytetrafluoräthylen wurde bereits für Implantate benutzt und zeigte sich als gewebeverträglich, d.h. es erzeugt keine entzündliche Reaktion von Gastgewebe. Vorzugsweise wird das von der Du Pont Co. als Teflon TFE hergestellte Material verwendet. Dieses weist eine geringe Oberflächenenergie und infolgedessen eine geringe Affinität für Gewebe auf, weshalb man annehmen sollte, daß es normalerweise nicht geeignet ist, das Einwachsen von Gewebe bei Implantaten in merklichem Umfang zu begünstigen.

Es wurde festgestellt, daß sich bei Implantaten die relative Oberflächenenergie oder Benetzbarkeit auf die Art und Weise auswirkt, in der das Gewebe reagiert. Die Bindung von Gewebe an die Oberfläche von Implantaten kann durch Herabsetzen der

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Oberflächenenergie oder der Benetzbarkeit wesentlich verringert werden. Solche Implantate mit geringer Oberflächenenergie werden im allgemeinen in Bindegewebe abgekapselt·.

Da Polytetrafluoräthylen (im folgenden als PTFE abgekürzt) eine niedrige Oberflächenenergie auf v/eist, wird das Einwachsen von normalem Körpergewebe dann gefördert, wenn man die Oberflächenenergie dieses Materials erhöhen kann. Für dieses Einwachsen sollte das Material auch einen wesentlichen Anteil an Hohlräumen aufweisen.

Es ist bekannt, d&u. Gewebezellen ein gewisses Maß an elektrischer Polarität aufweisen. Infolgedessen wird die elektrostatische Haftung von Zellen auf der Oberfläche von, Implantaten· auf ein Minimum gesenkt, wenn das Implantat selbst eine sehr geringe Oberflächenenergie (geringe kritische Oberflächenspannung), d.h. eine geringe elektrostatische Anziehungskraft, aufweist. Dementsprechend ist es eine Aufgabe der Erfindung, die Gewebeverträglichkeit von PTFE und die chemischen und physikalischen Eigenschaften dieses Materials, soweit sie die Bildung von stark porösen Strukturen betreffen, auszunutzen und gleichzeitig zu erkennen, daß es wünschenswert ist, das Einwachsen von Gewebe und die Befestigung des Implantats zu begünstigen, indem ein wesentlicher Teil der Oberfläche so ausgebildet ist_s daß er eine relativ hohe Oberflächenenergie zur elektrostatischen Anziehung von Gewebe aufweist. Dies wird erfindungsgemäß erreicht, indem wesentliche Mengen von Kohlenstoff oder Graphit eingebaut werden, deren Oberflächen eine relativ hohe kritische Oberflächenspannung in der Größenordnung von 50 dyn/cm aufweisen. Auf diese Weise wird eine Struktur des Implantats geschaffen, die

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gegenüber Gewebe eine erhebliche Oberfläche mit relativ hoher kritischer Oberflächenspannung bietet.

Das Implantationsmaterial der Erfindung wird so hergestellt, daß Kohlenstoff-Fasern und PTFE, in Form von Teilchen und bzw. oder Fasern, in den'nachstehend angegebenen Verhältnissen innig vermischt werden. Im allgemeinen werden vorzugsweise nicht mehr als 85 Volumenprozent des Kohlenstoffmaterials verwendet. Bevorzugte Verhältnisse von PTFE-Fasern zu Harzteilchen liegen zwischen 1 : 2 und 2:1. Die PTFE-Fasern und die Kohlenstoff-Fasern haben vorzugsweise eine Länge bis zu etwa 5,08 cm.

Um die gewünschten Kohlräume in dem Implantationsmaterial zu schaffen, wird dem Gemisch eine Verbindung, die in einem geeigneten Lösungsmittel löslich ist, in einer solchen Menge zugesetzt, daß die gewünschte Menge an Hohlräumen, vorzugsweise 60 bis 90 Prozent des Volumens des fertigen Implantationsmaterials, gebildet wird. Bei der Verwendung von V/asser als Lösungsmittel kann als lösliche Verbindung ein übliches Salz, wie kristallines Natriumchlorid einer Teilchengröße von 10 bis 600 u, verwendet werden.

Es können aber auch andere lösliche Verbindungen und Lösungsmittel verwendet werden. Beispielsweise können bei Verwendung von Wasser als Lösungsmittel lösliche Salze verwendet werden, die bei Temperaturen bis zu etwa 370 C thermisch stabil sind, wie Natriumcarbonat, Calciumfluorid oder Magnesiumsulfat. Im allgemeinen ist die Verwendung von Natriumchlorid und Wasser bevorzugt, da Natriumchlorid im Körper in den kleinen Mengen, die in dem Implantationsmaterial nach dem im folgenden beschrie-

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bcnen Auslaugen zurückbleiben können, vollkommen verträglich ist.

Ein typischer Ansatz enthält 80 Prozent Natriumchlorid, 10 Prozent Kohlenstoff-Fasern, 6 Prozent PTFE-Harzfasern und 4 Prozent gekörntes PTFE-Harz. Es wurde festgestellt, daß man daraus nach der im folgenden beschriebenen Behandlung ein Implantationsmaterial erhält, das rasch von Gewebe eingewachsen wird und genügend belastbar ist.

Zur Herstellung des Implantationsmaterials ist folgende Zusammensetzung bevorzugt:

Kohlenstoff-Fasern 4 bis 20 Volumenprozent

Harzfasern 4 bis 10 Volumenprozent

Harzkörner 2 bis 10 Volumenprozent

lösliches Füllmaterial 90 bis 60 Volumenprozent.

Die Herstellung des Implantationsmaterials der Erfindung kann folgendermaßen durchgeführt werden:

(a) Mischen: Bei dieser Stufe werden das Polymerisat, die Kohlenstoff-Fasern und die löslichen Bestandteile in einem geeigneten organischen Lösungsmittel, z.B. einem gereinigten isoparaffinischen Lösungsmittel, suspendiert. Vorzugsweise beträgt der Aromatengehalt des Lösungsmittels weniger als 1 Gewichtsprozent. Der erhaltene Brei wird mit hoher Geschwindigkeit in einem hohe Scherkräfte ausübenden Mischer, z.B. einem Waring-Mischer, gemischt. Das Verhältnis von Lösungsmittel zu trockenen Bestandteilen ist wichtig und muß auf die Größe des verwendeten Mischers abgestimmt v/erden. Wenn das Gesamtvolumen des Mischers 1000 ml,beträgt,

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so werden für etwa 80 g trockene Bestandteile 500 ml Lö-• sungsmittel verwendet.' Die Mischzeit beträgt 1 bis 5 Minuten, je nach den verwendeten einzelnen Bestandteilen.

(b) Filtrieren: Der erhaltene Brei wird rasch abgenutscht. Der dafür benötigte Zeitaufwand beträgt je nach verwendeten Bestandteilen einige Sekunden bis mehrere Minuten, Man achtet sorgfältig darauf, daß das im Filterrückstand verbliebene Lösungsmittel weniger als etwa 20 Gewichtsprozent ausmacht .

(c) Abpressen: Der Filterrückstand aus Stufe (b) wird zwischen die Platten einer geheizten Presse (65,6⁰C) gebracht. Anschließend wird je nach den einzelnen Bestandteilen 1 bis 5 Minuten ein Druck von 3,50 bis 211 kg/cm" angelegt. Der nach dem Pressen im Filterrückstand verbleibende Anteil an Lösungsmittel wird routinemäßig festgestellt, und die Bedingungen v/erden so eingestellt, daß der Lösungsmittelgehalt 6 bis 16 Gewichtsprozent beträgt.

(d) Walzen: Den aus Stufe (c) stammenden abgepreßten Filterrückstand läßt man durch den Walzenspalt von geheizten Walzen laufen, so daß die Stärke des Filterrückstandes bei jedem Stich um etwa 0,051 mm je nach der gewünschten

Endstärke des Produktes auf 0,20 bis 0,051 mm verringert wird. Die Temperatur der geheizten Walzen soll im Bereich von 37,8 bis 137,8 C liegen. Das heißt, man braucht Walzen, die auf diesen Temperaturbereich geheizt werden, um das Trägerlösungsmittel zu verdampfen. Außerdem steht die Richtung eines jeden Durchganges des Materials durch die Walzen senkrecht zur Richtung des vorhergehenden Walzvor-

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gangs. . .

(e) Trocknen: Das Material wird zur Entfernung von restlichem Lösungsmittel in einem Ofen einige Stunden, üblicherweise bis zu 48 Stunden, bei Temperaturen von 65,6°C bis. 176,7°C getrocknet. -

(f) Sintern: Das getrocknete Material wird jetzt gesintert. Dies wird je nach der Stärke des Materials 1 bis 30 Minuten in einer geheizten Presse bei Temperaturen von 320 bis 36O⁰C und einem Druck von 3»5 bis 352 at durchgeführt. Eine andere Möglichkeit zur Sinterung besteht darin_s daß das Material einige Stunden auf Temperaturen von 320 bis 360⁰C erhitzt wird.

(g) Auslaugen: Das· Material v/ird zum Herauslösen von wasserlöslichem Füllmaterial in einen mit destilliertem Wasser gefüllten Behälter gelegt. Dabei entwickelt sich ein bestimmtes Porenvolumen und eine bestimmte Porösität» Man läßt das destillierte Wasser langsam durch den Behälter fließen, um eine maximale Triebkraft für die Diffusion des gelösten ' Füllstoffs aus dem Material in das Auslaugwasser zu erreichen. Die Auslaugstufe wird für ein Material· von 6,35 mm Stärke üblicherweise 48 Stunden durchgeführt. Für stärkeres

Material benötigt man wahrscheinlich längere Zeiten. Vorzugsweise verwendet man warmes destilliertes Wasser, um die Lösungsgeschwindigkeit des Salzes zu steigern.

(h) Trocknen: Anschließend wird das ausgelaugte Material in einen Ofen gebracht, der auf Temperaturen von 71°C bis 177°C gehalten wird, wodurch das im Material enthaltene

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restliche Wasser entfernt v/ird. Die Trocknungsstufe kann auch eine 24stündige Behandlung bei etwa 15O⁰C einschließen, um restliches Lösungsmittel zu verdampfen.

Das nach diesem Verfahren erhaltene Implantationsmaterial weist einige wichtige Eigenschaften auf, die für das Einwachsen von Gewebe von Bedeutung sind. Während des Auslaugens werden in dem Material Hohlräume geschaffen. Ein Teil der Hohlräume hat eine kugelförmige Gestalt, da sie durch das Auslaugen von im allgemeinen kugelförmigen Natriumchloridkristallen aus der Masse gebildet werden. Ferner werden bei diesem Verfahren auch dendritische Hohlräume gebildet, die willkürlich mit den kugelförmigen Hohlräumen verbunden sind,■wodurch ein besonders wirksamer offener Aufbau zum Ein- und Austritt von Körperflüssigkeiten, die für die Entwicklung und das Wachstum von Gewebe innerhalb der Hohlräume wichtig sind, gebildet wird.

Außerdem hat die diese Hohlräume unmittelbar umgebende Masse eine relativ hohe Oberflächenspannung der Kohlenstoff-Fasern, da in der gebildeten Struktur die Kohlenstoff-Fasern nicht mit den PTFE-Harzteilchen und den PTFE-Fasern überzogen sind, sondern eine solche Struktur und solche Bindungen geschaffen werden, daß die Masse nach dem Auslaugen der löslichen Verbindungen eine strukturelle Einheit bildet.

Es wird angenommen, daß mit der Entwicklung und dem Wachstum von Gewebe innerhalb der Hohlräume dieses Gewebe nicht so infektionsanfällig wie bei den bekannten Implantaten ist, da eine ausreichende Blutzufuhr entsteht, um die normalen Körperfunktionen zur Bekämpfung von Infektionen innerhalb des Implantationsmaterialy

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zu ermöglichen. Bei den bekannten Implantaten war es nach dem Auftreten einer Infektion in Verbindung mit einem Implantat im allgemeinen notwendig, dieses Implantat zu entfernen, wenn die physiologischen Möglichkeiten des Körpers zur Infektionsbekämpfung des infizierten Gebiets nicht ausreichten.

Wegen der Elastizität und der Dehnbarkeit des Implantationsmaterials paßt sich das einwachsende Gewebe den mechanischen Kräften entsprechend entlang dem Implantat ein, was die an der jeweiligen Stelle erforderliche Gewebeforroation unterstützt.

Das Implantaticnsmabcrial der Erfindung war aufgrund der Tatsache, daß seine Porösität vorherbestimmt werden kann und daß es das Einwachsen von normalem Körpergewebe fördert, ursprünglich für die Stabilisierung von orthopädischen Prothesen gedacht. Bei Berücksichtigung der fördernden Wirkung auf das Einv/achsen von Körpergewebe scheint das Material auch für andere Verwendungszwecke geeignet zu sein, einschließlich der Vermehrung von Weichteilgewebe, partiellen und totalen Gelenkprothesen, Sterilisation durch Blockierung des Vas defereus oder der Tube durch Implantation des Materials, Befestigung von künstlichen Zähnen, Sehnenersatz und Sehnenbefestigungen, Überbrückung von Zahnalveolen und anderer Implantierungsverfahren»

Es wurde festgestellt, daß die Art und Porösität des Implantationsmaterials durch die Menge des löslichen Füllstoffes und der Kohlenstoff-Fasern, die im ursprünglichen Geraisch vorhanden

können.

sind, kontrolliert werden / Das Mengenverhältnis von Kohlenstoff-Fasern zu PTFE wird' so gewählt, daß ein ausgewogenes Verhältnis zwischen den mechanischen Eigenschaften und der Ober-

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flächenenergie erhalten wird.

Bei der Herstellung des Implantationsmaterials v/ird das Walzen so lange fortgesetzt, bis die Stärke in der Größenordnung von 1 bis 2 mm liegt, wodurch eine maximale Festigkeit erreicht v/ird. Wird insbesondere für Weichteilgewebe und Überbrückung von Zahnalveolen ein dickeres Material gewünscht, so kann dies gemäß den vorgenannten Stufen (a), (b), (c), (d) und (e) und anschließendes Ubereinanderschichten des getrockneten Materials bis zur gewünschten Stärke erreicht werden. Die aufeinanderliegenden Schichten werden zwischen Aluminiumfolien gelegt und in eine Presse gebracht, deren Platten auf Temperaturen von 325 bis 366°C gehalten werden. Je nach der Fläche des Schichtstoffes wird 1 bis 2 Minuten allmählich Druck angelegt, bis ein Enddruck von 70 kg/cm erreicht ist. Die Dauer der Aufrechterhaltung dieses Druckes richtet sich nach der Anzahl der Schichten mal 5 Minuten und braucht 15 Minuten nicht überschreiten. Dieser Schichtstoff wird anschließend ausgelaugt und getrocknet, wie es in den Stufen (g) und (h) beschrieben ist.

Ein besonders bevorzugter Ansatz enthält 4,5 g der von der Carborundum Company unter dem Namen GY2F hergestellten Kohlenstoff-Fasern, 4,14 g der von der Du Pont Company hergestellten TEFLON TFE-Fasem, 2,76 g TEFLON TFE-Harz (Du Pont) und 52,0 g reines kristallines Natriumchlorid*

Diese Bestandteile werden in etwa 500 ml eines isoparaffinisehen Lösungsmittels suspendiert und 3 Minuten in einem Viaring-Mischer gerührt. Die vermischten Bestandteile werden rasch auf eine Nutsche gegossen und 1 Minute abgenutscht. Der dabei erhaltene

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Filterrückstand wird zwischen die Platten einer geheizten Presse (65,6 C) gebracht und 1 Minute bei einem Druck von 35 kg/cm gepreßt. Der Gehalt des Produktes in diesem. Zustand an isoparaffinischem Lösungsmittel beträgt 11,5 Gewichtsprozent. Anschließend wird das Produkt nach dem in Stufe (d) beschriebe-* nen Verfahren bei einer Walztemperatur von 49°C gewalzt. Das gewalzte Material wird 24 Stunden bei 149⁰C getrocknet und dann 5 Minuten bei 35O⁰C unter einem Druck von 36 kg/cm gesintert. Dieses Produkt eignet sich jetzt zur Beschichtung mit einer Folie aus einem fluorierten A'thylen-Propylen-Mischpolymerisat nach dem im folgenden beschriebenen Verfahren» In diesem Falle kann die Beschichtung ir, einer auf 300⁰C geheizten Plattenpresse unter einem Druck von 0,7 kg/cm innerhalb von 5 Minuten durchgeführt werden.

Es können aber auch Implantationsmaterialien verwendet werden, die eine andere Zusammensetzung als die vorstehend beschriebene bevorzugte zusammengesetzte Masse aufweisen. Alle chemisch stabilen perfluorierten Polymerisate von hohem Polymerisationsgrad, wie Polyhexafluorpropylen oder'ein Copolymer!sat von Hexafluorpropylen und Tetrafluoräthylen, das von Du Pont als TEFLON FEP vertrieben wird, eignen sich als Ausgangsmaterial zur Herstellung des porösen Implantationsmaterials. Andere geeignete Kunststoffe sind hochmolekulare Äthylenpolymerisate ohne Zusätze und Polyester, wie Polyäthylenterephthalat.

Bevorzugt verwendete Kunststoffe haben folgende Eigenschaften: Sie sind gewebeverträglich, unterliegen nach der Implantation keiner chemischen Veränderung, können im Autoklaven sterilisiert v/erden, ermöglichen die Ausbildung einer zum Einwachsen

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geeigneten porösen Struktur und sind elastisch.

Beispielsweise können von der Du Pont Company unter der Bezeichnung DACRON vertriebene Polyesterfasern verwendet v/erden. Ein typischer Ansatz besteht aus 4,5 g Graphitfasern, 2,52 g Polyesterfaserflocken, 2,76 g TEFLON TFE-6-Harz und 52,1 g Salz. Dieser Ansatz wird vermischt, filtriert und nach dem vorstehend beschriebenen Verfahren weiter behandelt, mit der Ausnahme, daß die Sinterung 1 Minute bei 277°C durchgeführt wird.

Obgleich Kohlenstoff-Fasern vorzugsweise als Zusatz verwendet werden, können auch eine Kombination von fasex'xgem und gepulvertem Kohlenstoff oder Metall (vorausgesetzt, das Metall ist zur Implantation geeignet) oder andere Fasern, beispielsweise keramische, als Zusätze verwendet werden, sofern die innere Oberflächenspannung des Implantationsmaterials genügend hoch bleibt, um von Blut gut benetzbar und deshalb zum Einwachsen von Gewebe geeignet zu sein.

Die Stabilisierung von orthopädischen Vorrichtungen kann durch Befestigung des Implantationsmaterials der Erfindung an der Befestigungsstelle der Vorrichtung erreicht werden. Ein 'typisches Beispiel für diese Stabilisierung ist die Befestigung des das Einwachsen fördernden Implantationsmaterials an den Schaft einer metallischen Oberschenkelkopf-Prothese. Dieses Implantationsmaterial kann auch auf die konvexe Seite einer metallischen Hüftgelenkpfannenprothese aufgebracht werden. Das Implantationsmaterial wird vorzugsweise auf eine Metallprothese so aufgebracht, daß man eine dünne Schicht von fluoriertem Äthylen-Propylen-Mischpolymerisat (Du Pont - TEFLON FEP) auf das

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Implantationsmaterial aufträgt, bevor der Hauptteil des Salzes ausgelaugt ist. Das Salz an der Oberfläche wird vor dem Verbinden der Befestigungsschicht entfernt. Dies kann durch kurzes Eintauchen des Implantationsmaterials in destilliertem Wasser erreicht werden, um sicherzustellen, daß die Befestigungsschicht an das Implantationsmaterial gebunden wird. Diese Befestigung^-- schicht bewirkt die Bindung an der "Metallprothese..

Bei der Bindung des Implantationsmaterials der Erfindung an einer Metallvorrichtung oder -einen Stützmaterial wird vorzugsweise das Implantationsmaterial.mit der Befestigungsschicht in eine Silikonkautschukform mit der Metallvorrichtung oder dem Stütztmaterial gelegt. Die Silikonkautschukform wird in eng anliegendem Sitz in einen Behälter aus korrosionsbeständigen Stahl gebracht und darin durch Haltevorrichtungen befestigt.

Die Form wird in einen Ofen gebracht, in dem sie langsam (37,8°C/h) auf Temperaturen von 293°C bis 327°C erwärmt wird. Anschließend wird sie 1 bis 6 Stunden auf dieser Temperatur gehalten und dann mit derselben Geschwindigkeit abgekühlt, wie sie erhitzt wurde. Eine andere Möglichkeit besteht darin, die Form direkt in einen auf einer Temperatur von 293 bis 327°C gehaltenen Ofen zu bringen. Innerhalb dieses Heizzyklus wird die Masse durch das Befestigungsmaterial an der Metallvorrichtung oder dem Stützmaterial befestigt und in die gewünschte Gestalt der Vorrichtung, z.B. des Schafts der OberschenkeIkopf-Prothese, gebracht. Nach der Formungsstufe wird das Salz aus der Masse durch Eintauchen der Prothese in destilliertes Wasser ausgelaugt.

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Zum Verformen des Implantationsmaterials in spezielle Formen wird vorzugsweise das Gemisch vor dem Sintern unter erhöhtem Druck und bei Temperaturen bis zu 204 C verformt. Es lassen sich komplizierte Formen herstellen, mit denen die Anatomie" resezierter Gelenke nachgebildet werden kann.

Die Stabilisierung von orthopädischen Vorrichtungen mit dem Implantationsmaterial beruht eher auf dem Einwachsen von Gewebe in das Material als auf der Abkapselung der Vorrichtung. Bei Implantationen im Tierexperiment "zeigte sich eine rasche Entwicklung von lockerem, unspezifischem kollagenem Bindegewebe durch die ganze Masse (3000 u in radialer Ausdehnung) während der dritten, vierten und fünften Woche* Gleichzeitig ließ sich feststellen, daß sich dichtes zellreiches kollagenes Bindegewebe von der Peripherie der Implantate zum Zentrum entwickelt. Es besteht die deutliche Tendenz des zellreichen kollagenen Bindegewebes nach der Implantation zunehmend in die Tiefe zu wachser. . Anscheinend ist die relativ rasche in situ Entwicklung von lockerem unspezifischem kollagenem Bindegewebe eine direkte Folge des Hämatoms, dessen Bildung innerhalb des Implantationsmaterials bei der Implantation festgestellt wurde. Bei solchen Implantaten im Tierexperiment ergab sich ein lineares Anwachsen von zellreichem kollagenem Bindegewebe um 40 bis 120 u pro Woche.

Durch Verwendung des Implantationsmateriels der Erfindung sind partielle und vollständige Gelenkprothesen möglich. Die Bausteine dieser zusammengesetzten Strukturen bestehen aus dem Implantationsmaterial, einem bereits beschriebenen Befestigungsmaterial, wie das von Du Pont vertriebene TEFLON FEP, metalli-

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sehen Proiheseelementen und einem Stützmaterial einschließlich des von Du Pont vertriebenen TEFLON TPE-Harzes mit inertem Material und faserartigem darin eingebautem Material, wie es im folgenden beschrieben wird.

Das Implantationsmaterial der Erfindung kann zusammen mit diesen Bausteinen zu üblichen metallischen Prothesen zur Stabilisierung dieser Vorrichtungen gegeben und zusammen mit anderen Materialien zum partiellen oder vollständigen Gelenkersatz verwen«' det werden. Typische Beispiele für die Verwendung des Implantationsmaterials zur Stabilisierung sind Oberschenkelkopf-Vorrichtungen, bei denen das Implantationsmaterial an dem Schaft einer Metallprothese befestigt ist. Eine andere Art von Vorrichtungen stellen Hüftgelenkpfannenprothesen dar, bei denen das Implantationsmaterial ah der konvexen Seite befestigt ist, wobei ciese Prothesen durch das Gewebewachstum in das an der Pfanne befestigte Material stabilisiert werden. Eine andere Möglichkeit der Verwendung des Implantationsmaterials zur Stabilisierung besteht in der Verwendung als Ersatz für einzelne Zähne oder ganze Gebisse, die bezüglich Zahnfleischgewebe und Kieferknochen stabilisiert werden.

Eine partielle Gelenkprothese am Knie erhält man, wenn man das Implantationsmaterial nach einer möglichst geringen Resektion am Tibiakopf zusammen mit dem an der Oberseite des Implantations-r materials durch das übliche Befestigungsmaterial befestigte Stützmaterial (im folgenden beschrieben) anbringt. Dieser Schichtaufbau wird auf geeignete Weise in der richtigen Lage gehalten, bei spiel sv/ei se indem man das Implantationsmaterial late-

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ral und medial über die Gelenkfläche hinaus für die Implantationsnaht ausbreitet. Sin ähnliches Implantat kann am femoralen Teil des Knies zur Verbindung mit dem tibialen Implantat verwendet werden, wodurch eine vollständige Gelenkprothese geschaffen wird.

Bei partiellen oder totalen Gelenkprothesen ist es wichtig, daß die implantierte Prothese eine einheitliche Befestigung, geeignete Reibungs- und Stützeigenschaften und annähernd die Masse und die Festigkeit des resezierten Gewebes aufweist.

Alle verwendeten Materialien sollen gewebeverträglich sein, nach der Implantation keine chemische Veränderung zeigen und im Autoklaven sterilisierbar sein. Die Struktur für partielle oder totale Gelenkprothesen soll etwa die gleiche Elastizität wie das normale Gelenk auf v/eisen. Wenn gewünscht, kann die Elastizität durch Einbau einer Schicht von für medizinische Zwecke geeignetem Silikonkautschuk zwischen das Implantationsmaterial und das Stützmaterial erhöht werden.

Das Implantationsmaterial der Erfindung kann in der Humanmedizin auch zum Sehnenereatz verwendet werden. Dabei wird das Implantationsmaterial an den Enden eines Streifens aus TEFLON FEP (DuPont) von annähernd der gewünschten Sehnenlänge befestigt. Das Implantationsmaterial an den Enden dient zur Verbindung zwi-.sehen dem Stumpf der exzidierten Sehne nahe am Eintritt der Sehne in den Muskel und dem Knochen. Zum Sehnenersatz können auch andere Materialien, z.B. Silikon-Silastic 372, verwendet werden. Diese Materialien bewirken die Bildung einer membranösen Sehnenscheide, durch die das Sehnenmaterial während der Bewegung glei-

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ten kann.

Als Sehnenersatz soll das verwendete Material möglichst keine merkliche elastische Dehnung aufweisen. Deshalb wird ein Material mit schichtv/eisein- Aufbau von hochfestem Glasfasergewebe oder Polytetrafluoräthylenfasern bevorzugt, in dem das vorstehend erwähnte TEFLON FEP (Du Pont) dazwischenliegt oder eingekapselt ist.

Wenn das Implantationsmaterial an anderen Materialien befestigt werden soll, wird das Salz bis zur vollständigen Befestigung nur an der zu befestigenden Oberfläche herausgelöst. Dieses Herauslösen aus der Oberfläche wird durch kurzzeitiges, beispielsweise 20minütiges Spülen des noch salzhaltigen Implantationsmaterials in destilliertem V/asser erreicht". Die Befestigung wird dann vervollständigt und eine entsprechende Verformung des Schichtstoffes vorgenommen, um ihn zur Implantation vorzubereiten. Nach beendeter Verformung wird der Rest des Salzes aus dem Implantationsmaterial herausgelöst.

Wie vorstehend beschrieben, hat das zur Implantation geeignete Stützmaterial eine Zusammensetzung von 15 bis 50 Volumenprozent Kohlenstoff-Fasern und Kohlenstoffkörnern und 85 bis 50 Volumenprozent Polytetrafluoräthylenharz, z.B. das von Du Pont als TFE-Harz hergestellte Polymerisat.

Die bevorzugte Zusammensetzung des Implantationsmaterials ist 40 Volumenprozent faserartiger Kohlenstoff oder Graphit und ~60 Volumenprozent TFE-Fluorkohlenwasserstoffpolymerisat. Eine Zusammensetzung, die ausgezeichnete Stützeigenschaften und einen niedrigen Reibungswiderstand aufweist, besteht aus 30 Volumen-

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prozent facorartigern Kohlenstoff oder Graphit, 10 Volumenprozent körnigem "Cohlenstoff oder'Graj^hit und 60 Volumenprozent TFE-PoIymericat. Im allgemeinen wird ein Verhältnis·der Gesamtmenge von fasrigem und körnigem Kohlenstoff zu fasrigem Kohlenstoff von 1 : 1 bis 5 : 1 bevorzugt.

Das Stützmaterial wird durch Vermischen des Harzes und Kohlenstoffs oder Graphits mit einem geeigneten Lösungsmittel, z.B. einem isoparaffinischen Kohlenwasserstoff, in einem hochtourigen Mischer mit hoher Scherwirkung hergestellt. Die Lösungsmittelmenge wird auf die Größe des Mischers abgestimmt. Beispielsweise werden in einem 500 ml fassenden Mischer 375 ml Lösungsmittel für etwa 50 g trockene Bestandteile verv/endet. Das Mischen wird so lange durchgeführt, bis ein vollständig einheitlicher Brei entstanden ist.

Der erhaltene Brei wird filtriert. Die Filtration wird vorzugsweise unter vermindertem Druck, z.B. unter Verwendung einer Nutsche, durchgeführt, und soll solange fortgesetzt werden, bis das im Filtrierrückstand verbliebene Lösungsmittel etwa 20 Gewichtsprozent ausmacht.

Nach dem Filtrieren wird der Filterkuchen zwischen die Platten einer geheizten Presse gebracht und 1 bis 5 Minuten bei Temperatüren von 38 bis 121⁰C und einem Druck von 35 bis 211 t/kg/cm ausgepreßt. Die Bedingungen v/erden so eingestellt, daß der Lösungsmittelgehalt nach dem Pressen 6 bis 10 Gewichtsprozent beträgt.

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Anschließend laßt man den abgepreßten'Filtrierrückstand durch den Walzenspalt von auf 38 bis 121⁰C geheizten Walzen laufen. Die Temperatur wird je nach Flüchtigkeit des Lösungsmittels eingestellt. Die Stärke des Filtrierrückstands wird bei jedem Stich jeweils urn 0,05 mm auf eine Stärke zwischen 0,05 und 0,2 ram reduziert.

Wenn die gewünschte Stärke erreicht ist, wird die Temperatur der Walzen auf 16O°C bis 182°C erhöht, und die Stärke des Materials wird bei.jedem folgenden Durchgang auf die Hafte der ursprünglichen Stärke vermindert. Um die gewünschte Stärke aufrechtzuerhalten, wird die Folie nach jedem Durchgang doppelt aufeinander gelegt und anschließend in einem Winkel von 90 zum vorherigen Durchgang durch die Walzen gegeben. Dieses Verfahren kann je nach der anscheinenden Zähigkeit des Produktes in einem bestimmten Walzstadium 4 bis 8mal durchgeführt werden«

Nach der Vollendung des Walzens wird die Masse je nach Stärke 30 Minuten bis einige Stunden bei einer Temperatur von 320 bis 36O°C gesintert. Enthält das Produkt restliches Lösungsmittel, das langsam verdampft, so können verlängerte Trocknungszeiten bei Temperaturen von 149°C bis 204⁰C erforderlich sein.

Die bevorzugte Form dieses Stützmaterials enthält faserartigen Kohlenstoff. Dieses Materiel hat verbesserte Stützeigenschaften und einen niedrigen Reibungswiderstand. Es wird angenommen, daß der Grund für diese verbesserten Eigenschaften darin liegt, daß die Kohlenstoff-Fasern im allgemeinen parallel zur Stützoberfläche ausgerichtet sind. In dieser Lage neigen die Kohlenstoff-Fasern nicht dazu, abzubrechen und rufen daher keinen starken

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Verschleiß hervor. Da die Kohlenstoff-Fasern außerdem einen niedrigen Reibungskoeffizienten aufweisen verursacht die Anordnung der Kohlenstoff-Fasern an der Stützoberfläche kein drastisches Anwachsen der Reibung, wie man bei anderen Materialien erwarten könnte.

Das Implantationsmaterial der Erfindung hat eine Oberflächenspannung von mehr als 35 dyn/cm über einen Bereich von 20 bis 80 dyn/am.

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Claims

_ 21 - 22246H Patentansprüche

1. / Implantationsmaterial mit faserartiger, poröser Struktur, wobei zumindest ein Teil der Fasern dieser Struktur eine kritische Oberflächenspannung von mehr als 35 dyn/cm über einen Bereich von 20 bis 80 d^n/cm aufweist,

2. Implantationsmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß es als Fasern Kohlenstoff-Fasern enthalt.

3. Implantationsmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Poren des Materials sowohl aus kugelförmigen als auch dendritischen Hohlräumen bestehen. . -

4. Implantationsmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß es ein an einer Oberfläche befestigtes Stützmaterial enthält.

5. Implantationsmaterial nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß das Stützmaterial Kohlenstoff-Fasern und ein Polytetrafluoräthylenharz enthält, das mit den Kohlenstoff-Fasern gesintert ist, um die Fasern zusammenzuhalten.

6. Implantationsmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Fasern Kohlenstoff-Fasern sind und die Struktur Mittel aufweist zum Befestigen der Fasern in der porösen Struktur, die zwischen den Fasern einen wesentlichen Anteil an miteinander verbundenen Hohlräumen enthält, wobei die Fasern und die·Befestigungsmittel beide gewebeverträglich sind.

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7. Implantationsmaterial nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Befestigungsmittel Polytetrafluoräthylenharz und
Fasern enthalten.

8. Implantationsrnaterial nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Befestigungsmittel Polytetrafluoräthylenfasern enthalten.

9. Implantationsmaterial nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die poröse, befestigte Struktur sowohl dendritische als auch kugelförmige Hohlräume enthält, die miteinander verbunden
sind.

10. Implantationsmaterial nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die befestigte Struktur mindestens 60 Prozent Hohlräume enthält.

11. Implantationsmaterial nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß das Harz Polytetrafluoräthylen ist.

12. Implantationsmaterial nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß es ein an einer Oberfläche der Struktur befestigtes
Befestigungsharz enthält, v/obei dieses Befestigungsharz zur Be-! festigung der Struktur an andere Harzstrukturen und Metalle geeignet ist.

13. Implantationsmaterial nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß es mit Ausnahme an der Oberfläche, an die das Befestigungsharz befestigt wird, eine auslaugbare Verbindung enthält,
so daß beim Auslaugen der Masse die gewünschte Porosität erreicht wird.

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14. Implantationsmaterial nach /nspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß in der Struktur eine lösliche.Verbindung enthalten ist, so daß beim Auslaugen der löslichen Verbindung die dadurch entstehenden Hohlräume zumindest einen Teil der Porösität der Struktur hervorrufen.

15. Irnplantationsmaterial nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß als lösliche Verbindung Natriumchlorid verwendet wird.

16. Implantationsmaterial nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß das Natriumchlorid aus reinen Kristallen mit einer Teilchengrösse von 10 bis 600 u besteht.

17. Implantationsmaterial nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß es auf der einen Oberfläche der Struktur frei von der löslichen Verbindung ist und an dieser Seite ein Befestigungsmaterial befestigt ist.

18. Implantationsmaterial nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß das Befestigungsmaterial ein Mischpolymerisat aus fluoriertem Äthylen-Propylen ist.

19. Implantationsmaterial nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Struktur 4 bis 20 Volumenprozent Kohlenstoff-Fasern, 4 bis 10 Volumenprozent Polytetrafluoräthylenfasern, 2 bis 10 Volumenprozent Polytetrafluoräthylenharz und 60 bis 90 Prozent der löslichen Verbindung enthält.

20. Implantationsmaterial nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß sie 10 Volumenprozent Kohlenstoff-Fasern, 6 Volumenprozent Harzfasern, 4 Volumenprozent 'Harzteilchen und 80 VoIu-

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menprozent einer löslichen Verbindung enthält.

21. Implantationsmaterial, dadurch gekennzeichnet, daß es eine· Mehrzahl von Harzfasern und eine Mehrzahl von Kohlenstoff-Fasern enthält und die Harzfasern die Kohlenstoff-Fasern an einer im wesentlichen porösen Struktur befestigen, die Harzfasern und Kohlenstoff-Fasern gewebeverträglich sind und die Befestigung des Harzes an relativ kleinen Punkten vorgenommen ist, wobei wesentliche Teile der Oberfläche der Kohlenstoff-Fasern freiliegen.

22. Implantationsmaterial, enthaltend eine faserartige, poröse Struktur, wobei zumindest ein Teil der Fasern der Struktur aus einem Material mit einer kritischen Oberflächenspannung von mehr als 35 dyn/cm über einen Bereich von 20 bis 80 dyn/cm besteht und zumindest ein wesentlicher Teil der Porösität der Struktur dadurch zustandekommt, daß eine lösliche Verbindung aus dem Material herausgelaugt wird.

23- Vorrichtung zur Implantation, enthaltend ein Metallelement und ein Implantationsmaterial nach Anspruch 22,

24. Vorrichtung nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, daß das Implantationsmaterial an das Metallelement mittels einer Befestigungsmaterials befestigt ist.

25. Vorrichtung nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet,'daß das Befestigungsmaterial ein Mischpolymerisat aus fluoriertem Äthylen und Propylen ist.

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26. Vorrichtung nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, daß das Implantationsmaterial ein an seiner äußeren Oberfläche befestigtes Stützrnaterial enthält.

27. Vorrichtung nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, daß das Stützmaterial Kohlenstoff-Fasern und ein Polytetrafluoräthylenharz enthält, das mit den Kohlenstoff-Fasern gesintert ist, um die Fasern zusammenzuhalten.

28." Verfahren zur Stabilisierung von orthopädischen Vorrichtungen, dadurch gekennzeichnet, daß man ein Implantationsmaterial nach Anspruch 12 -am Befestigungsteil der Vorrichtung befestigt.

29. ■ Verfahren nach Anspruch 28, dadurch'gekennzeichnet, daß man als Befestigungsharz des Implantationsraaterials ein Mischpolymerisat aus fluoriertem Äthylen und Propylen verwendet.

30. Verfahren zur Stabilisierung von Zahnimplantaten, dadurch gekennzeichnet, daß man am Implantat ein Implantationsmaterial nach Anspruch 12 befestigt.

31. Verfahren zur Herstellung eines Implantationsmaterials, dadurch gekennzeichnet, daß man in einem Lösungsmittel Kohlenstoff-Fasern, Polytetrafluoräthylenfasern und eine lösliche Verbindung, die aber in dem verwendeten Lösungsmittel nicht löslich

ist, zu einem Brei vermischt, den Brei filtriert, den erhaltenen Filterrückstand abpreßt, den abgepreßten Filterrückstand walzt, den gewalzten Rückstand trocknet und den trockenen-Rückstand mindestens 3 Minuten bei Temperaturen von 315 bis 36O⁰C sintert.

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32. Verfahren nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß man die zum Walzen des abgepreßten Filterrückstandes verwendeten Walzen auf Temperaturen von 38 bis 138⁰C heizt.

33. Verfahren nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß man die Trocknung mehrere Stunden bei Temperaturen von 66 bis 177°C durchführt.

34. Verfahren nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß man das Pressen bei Temperaturen von 38 bis 121⁰C und einem
Druck von 7 bis 211 kg/cm durchführt,

35. Verfahren nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß man als Lösungsmittel ein organisches Lösungsmittel und als lösliche Verbindung Natriumchlorid verwendet.

36. Verfahren nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß man die lösliche Verbindung aus der gesinterten Masse auslaugt.

37. Verfahren nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß man ein Befestigungsmaterial auf einer Oberfläche der Masse befestigt, nachdem die lösliche Verbindung aus dieser Oberfläche ausgelaugt ist.

38. Verfahren nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß man die Masse an einer Metallprothese befestigt.

39· Verfahren nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß man ein Stützmaterial an der Oberfläche, an der das Befestigungsmaterial befestigt ist, befestigt.

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40. Verfaliren nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß man das Iroplantationsmaterial in eine auf die Oberfläche der Metallprothese passende Form bringt und es an der Oberfläche der Prothese befestigt.

41. Verfahren nach Anspruch 39, dadurch gekennzeichnet, daß man das Implantationsmaterial einschließlich des Stützmaterials in eine gewünschte Form bringt, indem man es in einer Formpresse erhitzt und unter Druck setzt.

42. Verfahren nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß man eine Mehrzahl von getrockneten, gewälzten Filterrückständen vor dem Sintern übereinanderlegt, um die gewünschte Dicke der Masse zu erreichen.

43. Vorrichtung zur Implantation, enthaltend ein hochfestes Gewebe, in das ein längliches Element eines Mischpolymerisats aus fluoriertem Äthylen und Propylen eingekapselt ist, und ein Implantationsmaterial nach Anspruch 22, das an beide Enden des länglichen Elementes gebunden ist.

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