DE3826886A1

DE3826886A1 - Zementiermischung mit zwei phasen, insbesondere geeignet fuer orthopaedische verwendung

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Publication number: DE3826886A1
Application number: DE3826886A
Authority: DE
Inventors: Renzo Soffiatti; Giovanni Faccciolo; Bastiani Basilio Mauro De; Bruno Magnan
Original assignee: Tecres SpA
Current assignee: Tecres SpA
Priority date: 1988-06-01
Filing date: 1988-08-08
Publication date: 1989-12-07
Also published as: JPH0236873A; NZ229074A; CA1335739C; DK264889D0; AU615068B2; SE500203C2; DK173634B1; AU3512589A; CH677613A5; AT401229B; ATA129389A; NL193558B; FR2632189B1; BE1003304A3; NL8901364A; SE8901627L; AR247100A1; NO177086B; NO891893L; GB8822600D0

Description

Die Erfindung betrifft eine Zementiermischung mit zwei Phasen, insbesondere geeignet für orthopädische Verwendungen, mit einer pulverförmigen, festen Phase, die vorwiegend aus Polymeren gebildet ist und einer flüssigen Phase, die vorwiegend aus Monomer gebildet ist. Diese Phasen werden dann im Augenblick der Verwendung vereinigt, um ein Harz von kunstharzartiger bzw. plastischer Konsistenz zu bilden, welches im Laufe der Zeit erhärtet.

Die Mischung, welche gemeinhin als Knochenzement bezeichnet wird, ist für eine Verwendung in der orthopädischen Chirurgie bekannt, um Prothesen verschieden Typs an den verschiedensten Stellen des menschlichen Skeletts haltbar bzw. zugfest zu befestigen. Der Ausdruck "Zement" könnte dazu verleiten, in unzutreffender Weise einen Klebstoff anzunehmen. Tatsächlich besteht seine Wirkung jedoch in der vollständigen Ausfüllung der bestehenden Zwischenräume zwischen der im allgemeinen metallischen Prothese und der Knochenhöhlung, die durch den Einsatz bzw. Implantat geschaffen wird. Eine solche Ausfüllwir kung, verbunden mit einer minimalen physischen Ausdehnung des Harzes während der Polymerisation, gewährleistet eine mechani sche Verankerung und die vollständige Anpassung bzw. Kongruenz des Einsatzes an den Knochen. Die bekannteste Verwendung des Knochenzementes, auf die ohne Beschränkung der Anwendungsmög lichkeiten der vorliegenden Erfindung Bezug genommen wird, besteht in der Verbindung zu Anwendungen der Hüftprothese.

Eine solche Operationstechnik wird nachfolgend schematisch erläutert, um die vorliegende Erfindung besser verstehen zu können.

Wenn einmal die Notwendigkeit diagnostiziert wurde, den Kopf des Oberschenkelknochens durch eine Prothese zu ersetzen, wird dieser Kopf chirurgisch erreicht und freigelegt, um die opera tive Entfernung desselben durchführen zu können. Dann fährt man fort mit dem Ausbohren bzw. Aufreiben des Markkanals, um zu erreichen, daß sich die Höhlung an die Form der Prothese anpaßt.

Dann fährt man fort mit der Herstellung des Zementes, indem man die flüssige Phase und die feste vereint und das ganze amalga miert, bis man eine plastische Masse erhält. Der so erhaltene Zement wird in den Markkanal eingeführt und während er noch plastisch ist, versenkt man die Prothese und positioniert sie genau. Man wartet etwa 10 bis 15 min., damit sich die Erhärtung des Zementes einstellt, und dann positioniert man den Oberschen kelknochen mit dem neuen Kopf in der korrekten Position. Ein analoges Verfahren ist für die Positionierung einer azebola ren Prothesenschale bestimmt, die an dem Gelenkteil des Beckens befestigt ist. Schließlich fährt man fort mit dem chirurgischen Schließen des offenen Schnittes, und beendet so den Eingriff.

Da der orthopädische Zement in direkten Kontakt mit dem Knochen gewebe gelangt, erläutern wir die chemische Zusammensetzung des letzteren. Das Knochengewebe zeigt zwei Bestandteile: einen inorganischen Bestandteil, auch mineralisch genannt, der das starre Gerüst des Gewebes bildet und einen organischen Bestand teil, auch biologisch genannt, der den "lebenden" Teil der Struktur darstellt.

Der mineralische Bestandteil wird von Kalzium-Hydroxyapatit gebildet, der im Gewebe in kristalliner Form ausfällt, und zwar in der Folge einer biochemischen Reaktion, die in der organi schen Matrix des Gewebes unter bestimmten Umgebungsbedingungen (Ph, Konzentration, etc.) und in Gegenwart von Enzymen abläuft. Der organische Bestandteil der Struktur ist rückführbar in ein Bindegewebe, d. h. einen Zusammenhalt aus mehr oder weniger spezialisierten und aktiven Zellen, die in eine von den Zellen selbst erzeugte Matrix eingebracht bzw. versenkt sind. In dieser Matrix, die von den Osteoblasten erzeugt wird, d. h. den Zellen, die in der Bildung des Knochengewebes spezialisiert sind, fallen die mineralischen Kristalle aus, bzw. schlagen sich nieder und geben dem Hydroxyapatit seinen Ursprung. Das so strukturierte Knochengewebe, wenn es einmal reif ist, organisiert sich in Lamellen, die Knochentrabekeln (bzw. Knochenbälkchen) oder kompakteres Knochengewebe bilden können, welches auch Kortikalgewebe genannt wird.

Die im metabolisch stationären Knochengewebe enthaltenen Zellen werden Osteozyten genannt, während die Zellen, die zur Vernich tung und Reabsorption des Gewebes bestimmt sind, Osteoklasten genannt werden. Sowohl die Osteoblasten als auch die Osteokla sten sind metabolisch aktive Zellen und zahlreichen Typen von Regulationen unterworfen, seien sie physiologischer Art, künstlich erzeugt, von chemischer, biologischer oder physikali scher Natur, auf die Zellen durch chemische Substanzen übertra gen, durch Hormone oder Medikamente, oder von physischen Reizen ausgelöst, seien sie mechanischen, elektrischen oder elektroma gnetischen Typs. Aus der klinischen Praxis hat man infolge des Einbaus von orthopädischen Prothesen, die mit Acrylharzen zementiert sind, entdeckt, daß die Verwendung der bekannten Knochenzemente die folgenden Nachteile aufweist.

In einer bestimmten Anzahl von Fällen stellt sich eine Ablösung oder aseptische Mobilisierung des Einsatzes nach einer zeitlich veränderlichen Dauer ein. Dieses Phänomen stellt die größte Komplikation dieser chirurgischen Technik dar und ist mit Sicherheit das Element, welches das Ergebnis der gesamten Operation bestimmt.

Die Ablösung geschieht auf dem Niveau der Schnittstelle von Zement und Knochen und äußert sich in der lokalisierten Aufsau gung des Knochengewebes, welches den Einsatz einschließt und in der Substitution des Gewebes durch ein reaktives, fibröses Gewebe, auch von bemerkenswerter Dicke, welches die Mobilisie rung des Einsatzes hervorruft.

Das internationale Schrifttum schreibt der erhöhten Temperatur, die von der Masse während der Erhärtung eingenommen wird, eine Hauptrolle beim Mechanismus zu, der eine solche Ablösung hervorruft, und zwar einer Temperatur infolge der exothermen Reaktionen, die von der Polymerisation erzeugt werden. Die von der Masse während der Polymerisation erreichte Temperatur variiert in der klinischen Verwendung zwischen 70 °C und 90 °C und gemäß der verwendeten Zemente, wie es von Mjoberg B., Rytholm A. et al in dem Artikel "Low versus high-viscosity bone-cement" erläutert wurde, der in den AKTA ORTOP SCAND: 58, 106-108 im Jahre 1987 veröffentlicht wurde.

Die Masse bei erhöhter Temperatur in Kontakt mit der inneren Knochenoberfläche des Markkanals erzeugt eine Verbrennung bzw. Erwärmung des Knochengewebes, die in der Folge zu der Bildung einer nekrotisch-fibrösen Membran führt, die von toten Knochen zellen gebildet wird, welche die in die Knochen eingeführte Zementmasse vollständig umhüllt. Eine solche Membran nimmt im Laufe der Zeit kontinuierlich zu. Infolge von wiederholten Reizungen der Prothese, die von der auf sie übertragenen Belastung bestimmt werden, wird die Membran zusammengedrückt und in eine Quetschung geführt, die dann ein Spiel zwischen dem Prothesen/Zement-Einsatz und dem Knochen erzeugt.

Ein solches Spiel erlaubt der zementierten Prothese eine immer größere Bewegung, die den Verschleiß der Materialien anheizt und verstärkt, bis zum Versagen des gebauten Gelenks.

In einigen Fällen stellt sich sofort nach der Einführung des Zementes in die Markhöhlung des Knochens im Patienten eine kardiorespiratorische Depression ein, die auf übermäßige Mengen von flüssigem Monomer zurückzuführen ist, welches in Kontakt mit dem Knochengewebe gelangt ist.

Das Eintreten dieser Depression macht die Gabe von geeigneten Medikamenten noch während des Eingriffs am Patienten notwendig, um einen möglichen Herz/Kreislauf-Zusammenbruch zu vermeiden. Diese Wirkung kann jedoch reduziert werden, wenn man die für eine korrekte Vermischung notwendige Menge an flüssigem Monomer verringert.

Der Rückgriff auf Fluorsalze in der Behandlung von osteoporoti schen Syndromen, d. h. der pathologischen Verdünnung der Knochenstruktur, hat ihren Ursprung auf der Grundlage von Beobachtungen, die von Dr. Roholm an Arbeitern aufgenommen wurden, die beruflich der Aufnahme durch Inhalation oder Resorption von erheblichen Mengen von Fluoridverbindungen ausgesetzt waren.

Die Wirkungsmechanismen der Fluoride auf das Knochengewebe sind kontrollier- und reproduzierbar, wie es in Artikeln von ver schiedenen Autoren in der Zeitschrift "Fluoride in Medicine" Vischer T. L. Ed. aus dem Jahre 1970 berichtet wird. Die Wirkung des Fluors erklärt sich durch einen doppelten Mechanismus, einmal vom biochemischen Typ und dann vom biologi schen Typ.

In dem biochemischen Mechanismus liegt die Aufnahme des Fluor- Ions in der mineralischen Struktur des Knochens vor, mit dem nachfolgenden Anstieg der Abmessungen des Hydroxyapatit-Kristalls. Dieses bestimmt die Verringerung der Wasserlöslichkeit des Hydroxyapatits und die Erhöhung der Bindungskraft zwischen der organischen Matrix und denselben Kristallen, mit der nachfolgen den Verbesserung der eigentlichen mechanischen Eigenschaften der Knochenstruktur. Eine Erhöhung des Kristallindexes (indice di cristallinit) ist experimentell durch Spektrometrie-Messungen mit Infrarotstrahlen bestimmt worden. Im biologischen Mechanismus tritt jedoch eine direkte Stimulie rung der Osteoblasten auf, die durch die Erhöhung ihrer Zahl und ihrer Aktivität erkennbar ist, sei es auch nur durch vorübergehende morphologische Modifikationen derselben, und dann in der nachfolgenden Neuproduktion von nichtverkalkter Knochenmatrix. Die histomorphometrische Folge einer solchen Reihenfolge ist die Zunahme des Volumens der Knochenbälkchen, die schon im ersten Jahr der Behandlung 20% erreichen kann.

Bezüglich des biochemischen Mechanismus ist zu bemerken, daß Fluor-Ionen vom Knochengewebe schnell eingefangen und in die mineralische Struktur des Hydroxyapatits eingebaut werden, wo sie die Hydroxylgruppe (-OH) verdrängen und Fluor-Hydroxyapatit (FAP) bilden. Das Fluor-Ion kann bis zu 25% der Hydroxyl-Radi kale des Hydroxiapatits verdrängen, und zwar mit einer maxima len Sättigungskonzentration des Knochens von 20 000 bis 35 000 ppm, die 40-70 mg Natriumfluorid (NaF) pro Gramm Knochengewe be äquivalent sind. Ein solcher Wert stellt jedoch das theore tische Maximum entsprechend der chemischen Sättigung des Knochens dar.

Die realen Werte, die im Laufe der Behandlungen auf oralem Wege dosierbar sind, oder in der berufsmäßigen Knochenfluorose meßbar sind, sind offensichtlich viel kleiner aufgrund des Gleichgewichtszustandes, der sich zwischen der aufgenommenen Menge, der über die Nieren ausgeschiedenen Menge, der von den Knochen eingefangenen Menge und der Menge einstellt, die durch die Wirkung der Halbwertzeit des Fluors in den Knochen freige setzt wird. Diese beträgt ca. 2 Jahre.

Eine solche systematische Verabreichung von Fluor, nämlich auf oralem Wege, zeigt die folgenden Nachteile. Das in höheren Dosen aufgenommene Arzneimittel kann eine übermäßige Ansammlung in dem ganzen Skelett auslösen mit nachfolgender pathologischer Knochenfluorose, und in einigen Organen des Patienten toxisch wirken, wodurch eine Verminderung der Dosierung des Arzneimit tels notwendig wird, und kann darüber hinaus einen untragbaren Grad der örtlichen Ansammlung nach sich ziehen, nämlich am Ort des Einsatzes.

Die Aufgabe der Erfindung besteht darin, die genannten Nachteil zu minimieren.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch das Kennzeichen des An spruchs 1 gelöst.

Die Untersuchungen, die an dem Phanomen der Ablösung angestellt wurden, haben dazu geführt, die folgenden Faktoren zu unterschei den, welche die Ablösung bestimmen:

- die chronische Entzündungswirkung, die von den Ablagerun gen der in der Prothese verwendeten Materialien hervorge rufen wird.
- das mechanische Nachgeben des Zementes und der anderen eingesetzten Materialien, aufgrund von beträchtlichen und zyklisch variierenden Belastungen, denen die Materialien während des täglichen Gebrauchs der Prothese unterworfen sind.
- die Verletzung des Knochengewebes, die durch den direkten Kontakt mit dem Acrylharz während der Polymerisation hervorgerufen wird, und zwar aufgrund erhöhter Wärme, die von dem Harz infolge der exothermen Polymerisationsreaktion freigesetzt wird. Wie in der Literatur erläutert, liegt die Schwelle des thermischen Schadens an biologischen Strukturen bei etwa 70 °C, jenseits dieser Schwelle werden die Strukturen irreversibel denaturiert.
- die biologische Reaktion des Knochengewebes im Sinne von "selbstzerstörend" oder katabolisch, welche von den abnor men biomechanischen Stimulierungen hervorgerufen wird, die auf das belastete Prothese-Implantat zurückgehen und an der Zement-Knochen-Schnittfläche ausgeübt werden.

Nachdem die genannten Gründe der Ablösung erkannt waren, hat man sich zum Zwecke der Vorbeugung oder zumindest Begrenzung eines solchen Phänomens an die Verwirklichung eines Knochenze mentes gemacht, der durch bessere Eigenschaften der mechani schen Widerstandsfähigkeit, durch geringe Polymerisationswärme unterhalb der Schwelle thermischen Schadens an den biologischen Strukturen, und durch Verbindung mit Fluorsalzen gekennzeichnet ist, welche lokal Fluor-Ionen in ausreichender und unschädlicher Konzentration freisetzen können, und zwar allmäh lich und zeitlich gedehnt.

Der Hauptvorteil, den die Erfindung bietet, wird durch den Umstand gebildet, daß Dank einer genauen Auswahl der Granulome trie bzw. Körnigkeit und der Form der die Festphase des Knochenzementes bildenden Teile die Menge an flüssigem Monomer bezüglich der gewöhnlich angesetzten Menge drastisch reduziert ist - eine Menge flüssigen Monomers, die notwendig ist, um eine gesamte Dosis Pulverzement zu tragen, der vollständig reagiert und um so eine genaue und homogene Vermischung zu erzielen.

Eine solche Verminderung der Menge an Flüssigkeit - wenn man in Betracht zieht, daß die Wärme, welche in der Polymerisationsre aktion entwickelt wird, proportional der Flüssigkeitsmenge ist - bestimmt eine proportionale Absenkung der von der Polymerisa tionsreaktion freigesetzten Wärmemenge, die sich dann bei gleicher Zementmasse in eine Verringerung der absoluten Polymeri sationstemperatur umsetzt.

Eine solche Temperatur bleibt somit auf 55°C beschränkt, und zwar im Vergleich mit den 70°C/90 °C, die im klinischen Einsatz von bekannten Zementen erreicht werden, und zwar ohne dadurch die Eigenschaften der mechanischen Widerstandsfähigkeit des Produkts negativ zu beeinflussen.

Ein zweiter Vorteil, der auch durch die Verminderung der Menge an flüssiger Phase bestimmt wird, welche eingesetzt wird, um die Zementmasse zu erhalten, ist durch die Tatsache gegeben, daß sich die Risikowahrscheinlichkeit für einen Herz/Kreislauf- Zusammenbruch des Patienten infolge der Verabreichung von flüssigem Monomer verringern.

Ein weiterer Vorteil, der von den Experimenten bestätigt wurde, die an Zementproben erfindungsgemäß ausgeführt und im Labor unter Einhaltung der englischen Normen ISO/DP 5833/1 durchge führt wurden, ist durch die Verbesserung der mechanischen Eigenschaften des Zementes selbst bezüglich der analogen mechanischen Eigenschaften bekannter Zemente gegeben, die mit denselben Versuchen erzielt wurden. Sie sind durchgeführt und in der Tabelle II aufgeführt. Ein letzter Vorteil ist ein Ergebnis des direkten Zusatzes von Fluor in den Knochenzement in Form von Salz. Tatsächlich verbessert die örtliche Gabe von Fluor im Kontakt mit dem Knochen, der ihn aufnehmen soll unter Vermeidung der Nachteile der Gabe auf systematischem Wege beträchtlich die Verfügbarkeit des Fluors von Seiten des Knochens, und macht ihn für eine lange Zeitdauer verfügbar. Es ist in der Tat bekannt, daß die Gesamtheit der Freisetzung mit verschiedenen Faktoren verbunden ist, nämlich:

Die Dimension der Moleküre des Additivs, der Temperatur und Hydratation der Umgebung, der Ausdehnung der Oberfläche von Zement-Umgebung.

Darüber hinaus ist gefunden worden, daß die Gesamtheit der Freisetzung am größten ist in Gegenwart von:

- minimaler oder fehlender chemischer Verbindung zwischen dem Addititv und dem Polymer, welches den Zement bildet;
- geringer Abmessungen der Moleküle des Additivs;
- erhöhter Temperatur;
- großer Kontaktoberfläche zwischen Polymer und Knochengewebe;
- biologischer Flüssigkeiten im Kontakt mit dem Polymer.

Im Lichte dieser Studien und abseits des begrenzten Feldes der Anwendung von Antibiotika ist man zu dem Schluß gelangt, daß Natriumfluorid eine besonders geeignete Substanz zur lokalen Freisetzung in langsamer und kontrollierter Weise darstellt. Tatsächlich zeigt Natriumfluorid die folgenden Eigenschaften:

- enthält Fluor in größerer Menge pro Einheitsgewicht;
- das Molekül ist einfach und von sehr begrenzten Abmessun gen;
- es sind keine chemischen Verbindungen zwischen dem Kohlen stoffatom und dem Fluor-Ion möglich und also auch nicht zwischen Polymer und zugesetztem Fluorid;
- die Verteilung des Fluors in ionischer Form aus dem Zement in die externe Umwelt geschieht aufgrund von Kontakterosion der Oberfläche des in der Umgebung anwesenden Wassers, das das Natriumfluorid in Lösung setzt, und Na⁺ und F⁻ heraus zieht;
- es ist keine chemische Verbindung zwischen dem Hydroxyapatit des Knochengewebes und dem Methyl-Polymethacrylat des Zementes nachgewiesen worden, im Gegenteil besitzt das Fluor-Ion eine sehr deutlich dokumentierte Verwandtschaft mit einer solchen mineralischen Struktur und wird von ihr selektiv aufgenommen, und zwar durch Verdrängung von Hydroxyl-Gruppen (-OH⁻).

Wenn man berücksichtigt, daß der Anteil am Trockengewicht des im Knochengewebe vorliegenden Fluors auf physiologischen Niveaus zwischen 0,06% und 0,01% schwankt, und daß das therapeu tische Sicherheitsintervall zwischen 0,21% und 0,4% schwankt, folgt daraus, daß die Dosierung des Fluorsalzes darauf zielt, die Konzentration des F⁻ lokal auf dieses Intervall zu begren zen.

Dennoch erweist sich die Veränderung der Eigenschaften des mechanischen Widerstandes des Zementes infolge des Zusatzes von Fluorsalzen in adäquatem Anteil zum Erzielen der oben aufgeführ ten Bedingungen als unerheblich, wie es von dem Labortest gezeigt wird. In der Tat bleiben die Werte der Veränderungen der Festigkeitseigenschaften (5-10%) vollständig in den Grenzen eines zulässigen Schwankens um die Mittelwerte der Eigenschaf ten - eines Schwankens, das beispielsweise auf verschiedene Zusammensetzungen der Polymere zurückführbar ist, oder auf die Viskositäten während der Polymerisationsphase oder sogar auf verschiedene Herstellungs- und Zementierungstechniken. Andere Vorteile werden im Laufe der folgenden detaillierten Beschrei bung einiger Ausführungsbeispiele der Erfindung in Erscheinung treten, die zum Zwecke der nichtbeschränkenden Erläuterung der Erfindung selbst berichtet werden. Mit Bezug auf eine Dosis von orthopädischem Zement, die zum Befestigen einer Prothese an der Hüfte notwendig ist, wird die feste Phase des Knochenzementes erfindungsgemäß von 40 g Pulver gebildet, das die folgende Zusammensetzung aufweist:

- Polymethyl-Methacrylat (-(C₅H₈O₂)_n-)\|97%
- Benzoyl-Peroxid (C₁₄H₁₀O₄)	3%

Die flüssige Phase wird dagegen von 14 ml der folgenden Lösung gebildet:

- Monomethyl-Methacrylat (C₅H₈O₂)\|99,10%
- N-N-Dimethyl-p-Toluidin (C₉H₁₃N)	0,89%
- Hydrochinon	∼20 ppm

Es wird ein zweites Beispiel berichtet, in dem der Knochenze ment ein Fluorsalz enthält, wobei in diesem Fall die Zusammen setzung der festen Phase die folgende ist:

- Natriumfluorid (NaF)\|5,0%
- Polymethyl-Methacrylat (-(C₅H₈O₂)_n-)	82,3%
- Benzoyl-Peroxid (C₁₄H₁₀O₄)	2,7%

Die flüssige Phase zeigt dagegen eine identische Zusammenset zung mit der des vorangegangenen Falles. Die experimentellen Versuche, die im Laboratorium durchgeführt wurden, haben verschiedene Typen von Knochenzement getestet, welche im Handel erhältlich sind, andere natürlich als den erfindungsgemäßen Zement.

Die Instrumentierung, die verwendet wurde, um die Daten zu erhalten, die dann in geeigneten Tabellen geordnet wurden, welche vorausgehend berichtet wurden, sind:

- für die fotographische Dokumentation wurde ein OPTIPHOT-M- Mikroskop verwendet, ausgestattet mit einem fotographi schen System MIKROFLEX FX von NICON.
- für die granulometrische Dokumentation wurde ein System SYMPATEX, Granulometrie-Laser verwendet.

Die Typen des orthopädischen Zementpulvers, die untersucht wurden, sind die folgenden:

Probe Nr. 1 der Firma CMWl; Probe Nr. 2 der Firma SIMPLEX; Probe Nr. 3, erfindungsgemäß; Probe Nr. 4 und Nr. 5, erhalten im Labor unter Veränderung der Granulometrie der Pulver. Aus den Analysen mit dem Mikroskop und dem Granulometrie-Laser und aus den Versuchen im Labor mit Standard-Dosen von 40% Pulver wurde entnommen, daß:

- die Probe Nr. 1 vom morphologischen Standpunkt aus sich als ein Pulver zeigt, das von wenigen Kugeln, von einer gewissen Anzahl Sphäroiden von unregelmäßiger Form, von mit den Kugeln vergleichbaren Abmessungen, und durch die Anwesenheit von amorphem Streusand gebildet wird. Um eine Masse zu erhalten, die mit einer bestimmten Verarbeitbar keit ausgestattet ist, sind 22 ml flüssiges Monomer erforderlich. Vom Standpunkt der mechanischen Widerstands eigenschaften haben die Standardproben, nach den genannten englischen Standardnormen B.S.3531 (Teil 7) gezeigt, daß diese Proben den vom Test geforderten Werten entsprechen. Was die granulometrische Analyse betrifft, ist zu bemerken, daß der Anteil des Durchsatzes beim optischen Sieb mit 0,90 µm 3,40% beträgt, beim Sieb von 10,50 µm 16,87%, beim Sieb von 103,00 µm 100%. Die berechnete spezifische Oberfläche ist gleich 0,127 m²/cm³.
- die Probe Nr. 2 zeigt sich vom morphologischen Standpunkt als ein Pulver, das von einer bestimmten Anzahl von Kugeln in Gegenwart von amorphem Streusand gebildet wird, die Sphäroiden fehlen vollständig. Die Menge der aufgenommenen flüssigen Phase beträgt 20 ml. Die mechanischen Widerstands eigenschaften dieser Probe sind entsprechend der von den genannten Normen geforderten Werte. Aus den Daten der granulometrischen Analyse entnimmt man, daß der Anteil des Durchsatzes beim Sieb mit 0,90 µm 2,38% beträgt, beim Sieb von 10,50 µm 25,23% und beim Sieb von 103 µm 100% beträgt. Die spezifische Oberfläche ist gleich 0,122 m²/cm³.
- Die Probe Nr. 3, die eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt, zeigt sich vom morphologischen Standpunkt aus als ein Pulver, das im wesentlichen aus gänzlich kugelförmigen Teilchen mit veränderlicher Granulo metrie gebildet ist, und absolut frei von Teilchen ist, die aus dem Verreiben des Polymers stammen. Die Menge der aufgenommenen flüssigen Phase beträgt 14 ml. Die mechani schen Widerstandseigenschaften der Probe des erfindungsge mäßen Knochenzements sind gemäß den Werten, die von den Standartnormen B.S. gefordert werden.
Aus den Daten der granulometrischen Analyse erkennt man, daß der Anteil des Durchsatzes im Sieb von 0,90 µm 1,12% beträgt, wobei die granulometrischen Klassen von 2,60-3, 10-3,70 µm vollständig fehlen, der Anteil beim Durchsatz im Sieb von 10,50 µm 6,68% beträgt, während beim Sieb von 87,00 µm der durchgehende Anteil schon 100% erreicht hat. Die gemessene spezifische Oberfläche ist gleich 0,061 m²/cm³.
- Probe Nr. 4 zeigt vom morphologischen Standpunkt aus ein Pulver, das nur aus Kugeln gebildet ist, wobei also der amorphe Streusand und die Sphäroiden vollständig fehlen. Die Menge der aufgenommenen flüssigen Phase beträgt 13 ml. Die mechanischen Widerstandseigenschaften dieser Probe erreichen nicht die Mindestwerte, die von den Tests vorgesehen sind. Aus den Daten der granulometrischen Analyse kann man erkennen, daß die granulometrischen Klassen bis zum Sieb von 5,00 µm fehlen, wobei der durch gehende Anteil im Sieb von 10,50 µm nur 0,51% beträgt, während beim Sieb von 103,00 µm es 100% sind. Die spezifi sche Oberfläche ist gleich 0,022 m²/cm³.
- Probe Nr. 5 stellt sich vom morphologischen Standpunkt aus als ein Pulver dar, das nur aus Kugeln gebildet ist, wobei der amorphe Streusand und die Sphäroiden vollständig fehlen. Die Menge der aufgenommenen flüssigen Phase beträgt 13 ml. Die mechanischen Widerstandseigenschaften der Probe erreichen nicht die von dem Test vorgesehenen minimalen Werte. Aus den Daten der granulometrischen Analyse bemerkt man, daß die Art der Verteilung der der Probe Nr. 4 sehr ähnlich ist und in der Tat die granulome trischen Klassen bis zum Sieb von 4,30 µm vollständig fehlen, wobei der Anteil des Durchsatzes im Sieb von 10,50 µm nur 1,31% beträgt, während beim Sieb von 103,00 µm es 100% sind. Die spezifische Oberfläche ist gleich 0,025 m²/cm³.

In Tabelle I sind zur Vereinfachung des Vergleichs die signifi kantesten Daten aufgetragen, die sich auf die granulometrische Analyse beziehen, welche mit den fünf untersuchten Proben durchgeführt wurde.

Tabelle I

Wie vorausgehend gesagt, wurden die fünf Zementtypen einem Kompressionsversuch unterworfen, wobei Proben verwendet wurden, die alle unter denselben Umgebungsbedingungen hergestellt wurden und unter Verwendung eines geeigneten zylindrischen Stempels mit Abmessungen von 25 mm im Durchmesser und 10 mm Höhe, wie es von der genannten englischen Norm vorgeschrieben ist. Alle Proben wurden am Tag vor dem Versuch selbst herge stellt und die Ausführungsmodalitäten der Versuche selbst haben die Einzelheiten dieser Normen eingehalten.

Im folgenden werden in der Tabelle II die Mittelwerte der Kompressionswiderstände aufgeführt, die sich auf jeweils 20 Versuche beziehen und als Verhältnis zwischen Nachgebebelastung und Schnittfläche der Probe erhalten wurden.

Tabelle II

Aus dem Vergleich der obengenannten Proben ergibt sich deutlich die Wichtigkeit einer genauen Auswahl, sowohl vom morphologi schen als auch vom granulometrischen Standpunkt aus, des Polymer-Pulvers, das zum Erhalten des Knochenzementes verwendet wird.

Wenn in der Tat die Wahl wie bei den Proben 1 und 2 auf einen Typ von Pulver fällt, der aus einer Mischung von Polymer in Form von Kugeln mit verschiedener Granulometrie, die mit amorphem Streusand und/oder mit unregelmäßigen Sphäroiden gemischt sind, gebildet wird, ergeben sich aus dieser Auswahl hauptsächlich zwei Konsequenzen:

a) das Pulver muß, um eine bestimmte Standart-Verarbeitbar keit zu erreichen, notwendigerweise eine erhebliche Menge von flüssigem Monomer absorbieren;
b) man erhält orthopädische Zemente mit mechanischen Wider standseigenschaften, die über den Grenzen liegen, welche von den Standart-Zulassungsnormen B.S. vorgeschrieben werden.

Wenn andererseits die Wahl jedoch auf einen Pulvertyp fällt, wie für die Proben 4 und 5, der nur aus Kugeln mit fast glei chen Durchmessern gebildet wird, oder jedenfalls solchen, die keine bestimmten Proportionen zwischen den durchlaufenden Anteilen bei den verschiedenen optischen Sieben einhalten, sind die Konsequenzen, die eine solche Wahl ergibt, die folgenden:

a) Das Pulver nimmt, um eine bestimmte Standart-Verarbeitbar keit zu erreichen, eine minimale Menge an flüssigem Monomer auf;
b) man erhält orthopädische Zemente mit mechanischen Widerstandseigenschaften, die unterhalb den Grenzen liegen, welche von den Standart-Zulassungsnormen B. S. vorgeschrieben werden.

Man sieht jedoch, daß man im ersten Fall Vorteile erzielt, die aus den guten mechanischen Eigenschaften des Zementes abgeleitet sind, daß es aber nicht gelingt, die Nachteile auszuschalten, welche der Gegenwart einer überschüssigen Menge von flüssigem Monomer zuzuschreiben sind, nämlich erhöhten Polymerisations- Temperaturen und Herz/Kreislauf-Schocks.

Im zweiten Fall dagegen vermeidet man die Nachteile, die auf die überschüssige Menge an flüssigem Monomer zurückgehen, aber man erreicht keine mechanischen Widerstandseigenschaften, die ausreichend sind, um einen letztendlich guten Erfolg für den Einsatz der Kunstprothese zu gewährleisten. Im Falle der Probe 3, d. h. im Falle des erfindungsgemäßen Zementes erlaubt die Wahl eines bestimmten Typs von Pulver mit den genannten morpho logischen und granulometrischen Eigenschaften es, gleichzeitig beide Vorteile zu erzielen, sowohl jene, die sich aus einer begrenzten Menge von flüssigem Monomer ableiten, als auch jene, die sich aus den besten mechanischen Widerstandseigenschaften ableiten lassen. Aus dem bereits Gesagten erhellt, daß die Wahl eines Polymer-Pulvers, das nur aus Kugeln gebildet, nur wirksam ist, wenn sowohl die Granulometrie als auch die diesbezüglichen Anteile der verschiedenen Bruchteile des Durchgangs im Sieb eingehalten werden.

In der Tat entfaltet die Gegenwart eines Bruchteils im Sieb von 0,90 µm gleich 1,13% eine äußert wichtige Funktion, nämlich diejenige des Auffüllens der Räume, die von den größeren Teilchen im Kontakt mit ihnen freigelassen wurden. Dieser Umstand erlaubt es, einen kompakteren und daher viel beständi geren Zement zu erhalten, der dennoch für orthopädische Verwen dungen angepaßt ist.

Im Fall, daß der Anteil des Durchgangs größer ist, beispiels weise über 2,0% hinaus, wie in den Fällen der Proben Nr. 1 und Nr. 2, würden die Oberflächeneffekte überwiegen und daher wäre es nötig, die Menge an flüssigem Monomer zu erhöhen, um die gesamte Masse zum Reagieren zu bringen, und um die vorbestimmte Verarbeitbarkeit zu erreichen. Wenn darüber hinaus die Teilchen nicht mehr sphärisch sind, und daher eine erhöhte spezifische Oberfläche haben, wird das Phänomen schließlich verstärkt.

In dem Fall, daß der durchgehende Bruchteil völlig fehlte, wie in den Fällen der Proben 4 und 5, würden die Räume zwischen den Teilchen mit größeren Abmessungen nur von Monomer ausgefüllt und das Endergebnis wäre ein bröckeliger bzw. brüchiger Zement mit schwachen Widerstandseigenschaften, ungeeignet für die orthopädische Verwendung, auch wenn die Polymerisations-Temperatur sich innerhalb von unschädlichen Werten bewegt.

Claims

1. Zementiermischung mit zwei Phasen, insbesondere geeignet für orthopädische Verwendungen, dadurch gekennzeichnet, daß die feste Phase von einem polymeren Polymethyl-Methacrylat (-(C₅H₆O₂)_n-) zu 97% und von einem Katalysator Benzoyl- Peroxid (C₁₄H₁₀O₄) zu 3% gebildet ist, während die flüssige Phase aus einem monomeren Monomethyl-Methacrylat (C₅H₈O₂) zu 99,10%, aus einem Beschleunigungsmittel N-N-Dimetyl-p- Toluidin (C₉H₁₃N) zu 0,89%, und aus einem Stabilisator Hydrochinon zu 20 ppm gebildet ist, wobei die flüssige Phase, die notwendig ist, um eine Standart-Dosis von 40 g fester Phase reagieren zu lassen, aus 14 ml gebildet ist, und das Polymer im Pulver aus Teilchen mit ausschließlich sphärischer Form besteht, nämlich:

- Kugeln mit Durchmesser bis 0,90 µm, mit Anteil zwischen 0,60% und 2,00%,
- Kugeln mit Durchmesser zwischen 0,91 und 3,70 µm, mit Anteil zwischen 0,80 % und 2,00 %;
- Kugeln mit Durchmesser von 3,71 bis 10,50 µm, mit Anteil zwischen 3,00% und 5,00%;
- Kugeln mit Durchmesser von 10,51 bis 25,00 µm, mit Anteil zwischen 15,00% und 19,00%;
- Kugeln mit Durchmesser von 25,01 bis 51,00 µm, mit Anteil zwischen 45,00% und 55,00%;
- Kugeln mit Durchmesser von 51,01 und 87,00 µm, mit Anteil zwischen 22,00% und 28,00%;

wobei der Gesamtanteil des Polymers im Pulver, der im Sieb von 87,00 µm durchtritt, gleich 100% ist, und dem Gemisch eine Menge zwichen 3,0% und 9,0% von Fluor (F) in Form von Fluorsalz zugefügt ist, das in der Lage ist, allmählich Fluor-Ionen (F⁻) freizusetzen und dem Knochen zur Verfügung zu stellen.

2. Zementiermischung mit zwei Phasen, insbesondere geeignet für orthopädische Verwendungen, nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymethyl-Methacrylat im Pulver aus Teilchen mit ausschließlich sphärischer Form besteht, nämlich:

- Kugeln vom Durchmesser bis 0,90 µm mit Anteil zwischen 0,60 % und 2,00%,
- Kugeln vom Durchmesser von 0,91 bis 3,70 µm mit Anteil zwischen 0,80% und 2,00%, bei dem die Kugeln mit Durchmesser, der im Sieb von 1,10 µm durchtritt, wenigstens 30% aller dieser Kugeln darstellen, und die Kugeln mit Durchmesser, der im Sieb von 2,20 µm hindurchtritt, wenigstens 97% aller dieser Kugeln darstellen;
- Kugeln vom Durchmesser von 3,71 bis 10,50 µm mit Anteil zwischen 3,00% und 5,00%, wobei die Kugeln mit Durchmesser, der durch Siebe von 9,00 und von 10,50 µm hindurchtritt, jeweils wenigstens 25 bzw. 27% aller dieser Kugeln darstellen;
- Kugeln vom Durchmesser von 10,51 bis 25,00 µm mit Anteil zwischen 15,00% und 19,00%, wobei die Kugeln mit Durchmesser, der in Sieben von 21,00 und 25,00 µm durchtritt, jeweils wenigstens 21% bzw. 29% aller dieser Kugeln darstellen;
- Kugeln mit Durchmesser von 25,01 bis 51,00 µm mit Anteil zwischen 45,00% und 55,00% , wobei die Kugeln mit Durchmesser, der in den Sieben von 51,00 und 43,00 µm hindurchtritt, jeweils wenistens 28% aller dieser Kugeln darstellen;
- Kugeln mit Durchmesser von 51,01 bis 87,00 µm mit Anteil zwischen 22,00% und 28,00%, wobei die Kugeln mit Durchmesser, der in den Sieben von 61,00 und 73,00 µm hindurchtritt, jeweils wenigstens 50% bzw. 33% aller dieser Kugeln darstellen;

wobei der Gesamtanteil von Polymer im Pulver, der im Sieb von 87,00 µm hindurchtritt, gleich 100% ist.

3. Zementiermischung mit zwei Phasen, insbesondere geeignet für orthopädische Verwendungen, nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß in der festen Phase in den angegebenen Proportionen wenigstens eines der folgenden Salze hinzuge fügt ist:
Natriumfluorid (NaF); Ammoniumfluorid (NH₄F); Natriummonofluorphosphat (Na₂PO₃F); Natriumsilicofluorid (Na₂SiF₆); Zinnfluorid (SnF₂); Kaliumfluorid (KF); Magnesiumfluorid (MgF₂); Litiumfluorid (LiF); Zinkfluorid (ZnF₂); Kaliumhexafluorophosphat (KPF₆); Ammoniumhexafluorphosphat (NH₄PF₆); Natriumhexafluorsilikat (Na₂SiF₆).

4. Zementiermischung mit zwei Phasen, insbesondere geeignet für orthopädische Verwendungen, nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die feste Phase und das Fluorsalz in derselben Konfektion zusammen in den Handel gegeben werden.

5. Zementiermischung mit zwei Phasen, insbesondere geeignet für orthopädische Verwendungen, nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die feste Phase und das Fluorsalz in getrennten Konfektionen in den Handel gegeben werden.