DE4243913C2 - Knochenbehandlungsvorichtungen und Verfahren zu ihrer Herstellung - Google Patents
Knochenbehandlungsvorichtungen und Verfahren zu ihrer HerstellungInfo
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Description
Die Erfindung betrifft Knochenbehandlungsvorrichtungen nach
dem Oberbegriff des Anspruchs 1 sowie ein Verfahren zu ihrer
Herstellung. Solche Vorrichtungen werden zum Verbinden und
Fixieren von Knochenbrüchen, Fixieren von Knochentransplanta
ten und Fixieren von periartikulären Bruchflächen verwendet.
Herkömmliche Vorrichtungen für die Knochenbehandlung sind z. B.
Drähte, Platten, Schrauben, Nägel, Klammern, Klemmen und Stä
be, die aus Edelstahl, Keramik, etc. gefertigt sind. Die Bie
gefestigkeit dieser herkömmlichen Vorrichtungen ist geeignet
hoch (etwa 33 kp/mm2 für Vorrichtungen aus SUS-316-Edelstahl
und etwa 25 bis 50 kp/mm2 für Vorrichtungen aus Keramik).
Diese Vorrichtungen sind jedoch nicht biologisch abbaubar und
erfordern eine operative Entfernung nach der Heilung. Da sie
außerdem steifer sind als menschliche Knochen, kann die Ver
wendung dieser Vorrichtungen in vivo Probleme verursachen,
z. B. ein Abschaben des Knochens, eine lokale Osteolyse auf
grund kontinuierlicher Reizung, eine verringerte Festigkeit
der neu gebildeten Knochen oder eine Wachstumsverzögerung der
regenerierten Knochen.
Es sind bereits einige Knochenbehandlungsvorrichtungen aus
biologisch abbaubaren Polymeren vorgeschlagen worden. Diese
Vorrichtungen sind jedoch Vorrichtungen aus Edelstahl, Keramik
etc. unterlegen hinsichtlich der Biegefestigkeit und Steifheit
z. B. gegenüber Torsion und Biegung. Diese biologisch abbauba
ren Vorrichtungen behalten die therapeutisch notwendige Fe
stigkeit für nur weniger als 3 Monate (etwa 1 bis 2 Monate)
bei. Therapeutisch wäre es ideal, wenn die biologisch abbauba
ren Knochenbehandlungsvorrichtungen die therapeutisch notwen
dige Festigkeit etwa 3 Monate bewahrten und dann aufgrund
einer Zersetzung in vivo schnell ihre Festigkeit verlören und
schließlich bioabsorbiert würden.
Um die Nachteile herkömmlicher biologisch abbaubarer Knochen
behandlungsvorrichtungen zu verbessern, haben die Anmelder in
der nicht vorveröffentlichten JP-B-63901/1991 vorgeschlagen, die Anfangsfestigkeit und
Dauerfestigkeit durch Ziehen und Strecken von geformten biolo
gisch abbaubaren Milchsäurepolymeren entlang ihrer Hauptachse
in Luft oder einem Fluid unter Erwärmen zu verbessern. Dersel
be Vorschlag ist auch in der nicht vorveröffentlichten JP-A-29663/1991 gemacht worden.
Diese Methoden ermöglichen jedoch keine ausreichende Festig
keitsverbesserung. Es ist schwierig oder unmöglich, nach die
sen Methoden knochenverbindende Vorrichtungen herzustellen,
deren Anfangsfestigkeit mit der von Vorrichtungen aus Edel
stahl oder Keramik vergleichbar ist. Wie in den Vergleichsbei
spielen 1-2 gezeigt ist, betragen die Dichte und die Biegefe
stigkeit eines zylindrischen Produkts, das duch Schmelzen und
Extrudieren von Poly-L-Milchsäure (Viskositätsmittel des Mole
kulargewichts etwa 400.000) erhalten worden ist, 1,250 g/cm3
bzw. 22,0 kp/mm2, wenn das Ziehen bei einem Verhältnis von 4 : 1
in einem Ölbad von 140°C durchgeführt wird. Bei einem Zieh
verhältnis von 9,8 : 1 betragen diese Werte 1,250 g/cm3 und 22,6
kp/mm2. Diese Werte zeigen die Grenzen der Methode auf. Die
unbefriedigenden Ergebnisse können darauf zurückgeführt wer
den, daß sich die kleinen Hohlräume, die während des Formver
fahrens entstanden sind, aufgrund des Ziehens bei erhöhter
Temperatur nach dem Formen unter Normaldruck vergrößern. Diese
Erklärung wird dadurch gestützt, daß eine Erhöhung des Zieh
verhältnisses keine Dichtezunahme bezogen auf die molekulare
Anordnung bewirkt. Keine der bekannten Knochenbehandlungsvor
richtungen, die aus biologisch abbaubaren Polymeren bestehen,
weist eine Dichte und Biegefestigkeit auf, die höher als die
oben genannten Werte liegen.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde,
Knochenbehandlungsvorrichtungen aus biologisch abbaubaren
Polymeren bereitzustellen, die eine Anfangsfestigkeit aufwei
sen, die derjenigen von ähnlichen Vorrichtungen aus Edelstahl
oder Keramik vergleichbar ist; die eine therapeutisch erfor
derliche Festigkeit für angemessene Zeitspannen beibehalten;
und die ihre Festigkeit aufgrund von Hydrolyse schnell ver
lieren und schließlich in vivo absorbiert werden, nachdem die
therapeutisch erforderlichen Zeitspannen verstrichen sind.
Diese Aufgabe wird durch Knochenbehandlungsvorrichtungen mit
den im Anspruch 1 angegebenen Merkmalen gelöst.
Ein Verfahren zur Herstellung solcher Knochenbehandlungsvor
richtungen ist im Anspruch 6 angegeben.
Die Dichte, wie sie hier beschrieben wird, wird durch das
Sink- und Schwebe-Verfahren (Pyknometer) bei 23°C unter Ver
wendung einer Kohlenstofftetrachlorid-Heptan-Mischung be
stimmt. Die Anfangsfestigkeit (A) ist die Biegefestigkeit
eines Testmaterials vor dem Eintauchen, gemessen gemäß JIS
K7203. Die Biegefestigkeit nach dem Eintauchen (B) wird auf
dieselbe Weise wie oben nach 90-tägigem Eintauchen des Testma
terials in einen Phosphatpuffer (der 0,9% NaCl enthält) bei
37°C gemessen.
Die erfindungsgemäßen Knochenbehandlungsvorrichtungen sind
auch hinsichtlich anderer mechanischer Eigenschaften, wie z. B.
Zugfestigkeit, Druckfestigkeit, Schlagzähigkeit, Härte, Scher
festigkeit, Zugermüdungsbeständigkeit, Biegeermüdungsbestän
digkeit, Druckermüdungsbeständigkeit, usw. verbessert, was auf
die orientierende Wirkung, die durch die hydrostatische Ex
trusion auf biologisch abbaubare Polymermoleküle ausgeübt
wird, zurückzuführen ist, die bei dem herkömmlichen Ziehver
fahren nicht auftritt. Die Verbesserung der Ermüdungsbestän
digkeit (Zug-, Biege- und Druck-) hat eine hervorragende Wir
kung auf die Beständigkeit gegen wiederholte Beanspruchung
während des Gehens und der Toraxbewegung beim Atmen. Insbeson
dere behalten die erfindungsgemäßen Knochenbehandlungsvorrich
tungen ihre ursprüngliche Gestalt (wie Bambus) bei, ohne daß
sie brechen und repariert werden müssen, selbst wenn eine
Belastung, die größer als die maximale Belastung ist, auf sie
einwirkt, was sie von den herkömmlichen durch Preßformen oder
Spritzgießen erhaltenen Knochenbehandlungsvorrichtungen unter
scheidet. Die Fig. 4 zeigt die Orientierung von biologisch
abbaubaren Polymeren der vorliegenden Erfindung. Die obigen
Eigenschaften vermindern postoperative Störungen, wie z. B.
durch Einpflanzen einer Knochenbehandlungsvorrichtung bedingte
fehlende Osteosynthese, in merklichem Ausmaß.
Die vorliegende Erfindung hat somit einen großen Einfluß auf
das Spezialgebiet der Knochenbehandlung.
Die Biegefestigkeit der so hergestellten Knochenbehandlungs
vorrichtungen ist viel höher als diejenige des menschlichen
Rinderknochens (20 kp/mm2 oder darunter) und ist vergleichbar
mit derjenigen von Vorrichtungen aus Edelstahl oder Keramik.
Darüber hinaus weisen die erfindungsgemäßen Vorrichtungen eine
hohe Dichte und eine Steifheit gegenüber Torsions- oder Biege
beanspruchung auf. Sie behalten ihre therapeutisch erforderli
che Festigkeit 3 Monate bei, eine Zeitspanne, die für die
Behandlung erforderlich ist. Anschließend verlieren die Vor
richtungen aufgrund von Hydrolyse in vivo schnell ihre Festig
keit. Somit verfügen diese Vorrichtungen über Eigenschaften,
die sie für die Knochenbehandlung ideal erscheinen lassen.
Wenn der Querschnitt dieser Vorrichtungen mit Hilfe von Mikro
skopaufnahmen und Röntgenstrahldiffraktion beobachtet wird,
zeigt sich, daß die Vorrichtung, die aus biologisch abbaubaren
Polymermolekülen bestehen, durch eine hohe Dichte und eine
hohe Orientierung entlang der Hauptachse gekennzeichnet sind.
Die erfindungsgemäßen Vorrichtungen weisen eine Dichte von
1,260 g/cm3 oder darüber auf, d. h. eine Dichte, die für her
kömmliche Knochenbehandlungsvorrichtungen aus biologisch ab
baubaren Polymeren bisher nicht berichtet wurde. Eine derarti
ge hohe Dichte zeigt an, daß die Produkte frei von Kristall-
Löchern in ihrem Innern und frei von Rissen etc. sind.
Der bevorzugte Dichtebereich beträgt 1,265 bis 1,285 g/cm3.
Die Anfangsbiegefestigkeit dieser Vorrichtung kann bis zu 23
kp/mm2 oder darüber betragen. In einigen Fällen betrug sie
etwa 40 kp/mm2. Diese Werte der Biegefestigkeit sind denjeni
gen von bekannten Vorrichtungen aus Edelstahl oder Keramik
vergleichbar. Derartig hohe Biegefestigkeiten sind bisher noch
für keine Vorrichtung aus biologisch abbaubaren Polymeren
berichtet worden. Der bevorzugte Bereich für die Anfangsbiege
festigkeit beträgt 25 bis 38 kp/mm2. Eine weitere Eigenschaft
der so hergestellten Knochenbehandlungsvorrichtungen ist ihre
ausgezeichnete Fähigkeit, die Festigkeit beizubehalten. Nach
90-tägigem Eintauchen der Vorrichtungen in Phosphatpuffer von
37°C betrug die Biegefestigkeit 90% oder mehr der Anfangsbie
gefestigkeit und war 23 kp/mm2 oder darüber. Dies zeigt an,
daß diese Vorrichtungen in vivo 90 Tage lang keinen durch Hy
drolyse bedingten scharfen Abfall ihrer Festigkeit zeigen.
Deshalb behalten diese Vorrichtungen die für die Behandlung
erforderliche Festigkeit für etwa 3 Monate (eine für die Kno
chenbehandlung erforderliche Zeitspanne) bei. Nach Verstrei
chen von etwa 3 Monaten verlieren die Vorrichtungen schnell
ihre Festigkeit und werden in vivo absorbiert. Deshalb erfor
dern diese Vorrichtungen keine erneute Operation für ihre Ent
fernung. Die wünschenswerte Eigenschaft der Festigkeitsbeibe
haltung wird vorzugsweise durch die folgenden Gleichungen (1')
und (2') wie folgt ausgedrückt:
A ≧ B ≧ 25(kp/mm2) (1')
B/A ≧ 0,90 (2')
Die biologisch abbaubaren Polymeren der vorliegenden Erfindung
umfassen verschiedene Polymere, die in vivo hydrolysiert und
absorbiert werden können. Zum Beispiel schließen sie ein Poly-
L-Milchsäure; Poly-D-Milchsäure; Poly-D,L-Milchsäure; Copoly
mere von L-Milchsäure und D-Milchsäure; Copolymere von L-
Milchsäure und D,L-Milchsäure; Copolymere von D-Milchsäure und
D,L-Milchsäure; durch Mischen von Poly-L-Milchsäure und Poly-
D-Milchsäure hergestellte Stereokomplexe; Polyglykolsäure;
Copolymere von L-Milchsäure und Glykolsäure; Copolymere von
D-Milchsäure und Glykolsäure; Copolymere von D,L-Milchsäure
und Glykolsäure, usw. Diese Polymeren können auch als Mischun
gen eingesetzt werden. Unter diesen Polymeren sind die haupt
sächlich aus Milchsäure hergestellten Polymeren (d. h. Milch
säurepolymere) oder Copolymere davon besonders bevorzugt. Die
Festigkeit und Dauerfestigkeit derselben ist besonders hervor
ragend bei Polymeren, die hauptsächlich aus L-Milchsäure zu
sammengesetzt sind, z. B. bei Poly-L-Milchsäure; hauptsächlich
aus L-Milchsäure hergestellten Copolymeren (z. B. Copolymeren
von L-Milchsäure und D-Milchsäure, Copolymeren von L-Milch
säure und D,L-Milchsäure); und durch Mischen von Poly-L-Milch
säure und Poly-D-Milchsäure hergestellten Stereokomplexen.
Die Molekulargewichte der obigen biologisch abbaubaren Polyme
ren können in weitem Rahmen variieren. Ihr Molekulargewicht
neigt durch ihren wärmebedingten Abbau zur Abnahme. Deshalb
ist es, wenn die Abnahme des Molekulargewichts während der
Herstellung berücksichtigt wird, wünschenswert, Polymere mit
einem Viskositätsmittels des Molekulargewichts von 50.000 oder
darüber als Rohmaterial einzusetzen. Unter Berücksichtigung
anderer Merkmale, wie z. B. Abbau, Beibehaltung der Festigkeit,
Verarbeitbarkeit und Kosten, liegen die optimalen Viskositäts
mittel des Molekulargewichts bei etwa 250.000 bis etwa
500.000.
Gegenstände für Knochenbehandlungsvorrichtungen werden herge
stellt durch Schmelzen und Extrudieren der obigen biologisch
abbaubaren Polymeren durch Routineverfahren und anschließendes
Verarbeiten der Polymeren in eine gewünschte Form, unter Ver
wendung von Extrusion oder irgendeines anderen geeigneten
Verfahrens. Die Gegenstände können auch durch Wärmebehandlung
bei 120 ± 20°C in einem Ölbad oder unter Vakuum hergestellt
werden. Die Gegenstände können auch hergestellt werden durch
Schmelzen von biologisch abbaubaren Polymeren bei 200 ± 20°C
unter hohem Druck (nicht unter 50 MPa), gefolgt von Kristalli
sation unter hohem Druck. Die so erhaltenen Gegenstände werden
dann einer hydrostatischen Extrusion unterzogen.
Die hydrostatische Extrusion selbst ist eine Methode, die für
Polymere, wie z. B. Polyethylen, Polypropylen, Nylon 12 und
Polyacetal eingesetzt worden ist (siehe z. B. JP-B-13230/1977).
Nach unserem Wissen gibt es jedoch keine Veröffentlichung, die
die hydrostatische Extrusion von biologisch abbaubaren Polyme
ren betrifft. Weiterhin gibt es auch keine Veröffentlichung,
die die Eigenschaften von so erhaltenen Produkten und die
Beibehaltung ihrer Festigkeit in vivo betrifft. Erfindungs
gemäß wurde zum ersten Mal gefunden, daß Knochenbehandlungs
vorrichtungen mit idealen Eigenschaften durch hydrostatische
Extrusion von biologisch abbaubaren Polymeren hergestellt
werden können.
In der Zeichnung zeigen:
Fig. 1 einen Querschnitt des hydrostatischen Extruders,
der in der vorliegenden Erfindung eingesetzt wird.
Fig. 2 einen Querschnitt, der einige andere Aspekte des
hydrostatischen Extruders, der in der vorliegenden Erfindung
eingesetzt wird, zeigt.
Fig. 3 einen Querschnitt, der andere Aspekte des in der
vorliegenden Erfindung eingesetzten hydrostatischen Extruders
zeigt.
Fig. 4 eine Mikroskopaufnahme, die die Kristallstruktur
der Knochenbehandlungsvorrichtung (erhalten in Beispiel 2)
darstellt.
Die hydrostatische Extrusion wird z. B. unter Verwendung des
in Fig. 1 gezeigten Systems durchgeführt, das aus einem Ex
trusionsbehälter 1, einem Formwerkzeug 2 und einem Extru
sionskolben 3 zusammengesetzt ist. Der Raum 5 zwischen dem
Polymeren 4 und dem Extrusionsbehälter 1 wird mit einem
Druckmedium (z. B. Glycerin) gefüllt. Während des Erwärmens
wird der Kolben 3 in Richtung P unter Druck gesetzt, wodurch
das Polymere indirekt extrudiert wird.
Bei dem in Fig. 2 gezeigten Verfahren wird der Raum 7 im
Aufnahmebehälter 6 mit einem Druckmedium gefüllt. Von diesem
Verfahren, das differentielle Druckextrusion genannt wird,
wird erwartet, daß durch Anwendung eines geringeren Drucks
P2 als der Extrusionsdruck P1 auf den Kolben in entgegen
gesetzter Richtung ein höherer Druck erzeugt wird. Wie in
Fig. 3 gezeigt, ist es auch möglich, mit Hilfe des Ziehens
des Materials in die Richtung F zu extrudieren, wodurch das
Material gerade bleiben kann und dessen Oberfläche gut wird.
Wenn biologisch abbaubare Polymere der obigen hydrostatischen
Extrusion unterzogen werden, ist es möglich, einen gleichmäßi
gen und hohen Druck auf die gesamten Polymeren auszuüben und
gleichzeitig die durch Wärme verursachte Abnahme ihres Moleku
largewichts (ein Merkmal dieses Typs von Polymeren) zu unter
drücken. Die so geformten Knochenbehandlungsvorrichtungen
zeigen nur wenige Hohlräume, eine hohe Dichte und eine ausge
zeichnete Festigkeit. Zusätzlich wird ihre Hydrolysegeschwin
digkeit in vivo geeignet reguliert und sie können ihre Festig
keit wie durch die obigen Gleichungen (1) und (2) definiert,
beibehalten. Knochenbehandlungsvorrichtungen aus biologisch
abbaubaren Polymeren, die derartige Eigenschaften aufweisen,
können durch Ziehen, Formwerkzeug-Streckung oder Kolbenextru
sion nicht hergestellt werden.
Vorzugsweise wird die hydrostatische Extrusion zwischen der
Glasübergangstemperatur und dem Schmelzpunkt des Polymeren
durchgeführt. Besonders wünschenswert ist es, die Extrusion
bei Temperaturen durchzuführen, die etwas unter dem Schmelz
punkt liegen, d. h., bei etwa 90 bis etwa 170°C im Fall von
Poly-L-Milchsäure, etwa 120 bis etwa 220°C im Fall von Poly
glykolsäure und etwa 90 bis etwa 230°C im Fall von Copolyme
ren. Das bevorzugte Extrusionsverhältnis beträgt 4 : 1 bis 15 : 1.
Wenn das Extrusionsverhältnis hoch ist, erhöht sich die Dichte
der Polymeren, was zu einer besseren Beibehaltung der Festig
keit in vivo führt. Bei herkömmlichen Extrusions- oder Zieh-
Verfahren ist es wahrscheinlich, daß sich bei hohen Extru
sionsverhältnissen Hohlräume und Risse bilden, was zu einer
merklichen Festigkeitsabnahme und Abnahme der Dauerfestigkeit
führt. Derartige Probleme ergeben sich mit dem erfindungsge
mäßen Verfahren bei hohen Extrusionsverhältnissen nicht. Die
optimale Temperatur und das optimale Extrusionsverhältnis für
Poly-L-Milchsäure ist 140 ± 10°C bzw. 5 : 1 bis 10 : 1.
Wenn dieses Verfahren durchgeführt wird, ist es besonders
bevorzugt, die Extrusion zweimal oder noch öfter durchzufüh
ren, um ein gewünschtes Extrusionsverhältnis und eine ge
wünschte Qualität zu erzielen. Zum Beispiel wird empfohlen,
die Extrusion zweimal durchzuführen (zuerst bei 90°C mit einem
Extrusionsverhältnis von 2 : 1 und dann bei 170°C mit einem
Extrusionsverhältnis von 2 : 1), um ein Extrusionsverhältnis von
4 : 1 zu erreichen. Dieses Verfahren ermöglicht die Extrusion
bei relativ niedrigen Temperaturen, wodurch die durch Wärme
bedingte Abnahme des Molekulargewichts minimiert wird und eine
schrittweise Ausrichtung der Molekülketten ermöglicht wird.
Auf diese Weise werden im Vergleich zu Produkten, die beim
selben Extrusionsverhältnis mit Hilfe einer einzigen Extrusion
erhalten wurden, Produkte mit höherer Qualität erhalten.
Das durch hydrostatische Extrusion erhaltene Produkt wird in
einem Ölbad oder unter Vakuum bei 120 ± 20°C für längere Zeit
(wenigstens 12 Stunden) wärmebehandelt, während man beide
Enden des Produkts fixiert oder das Produkt in ein Metallrohr
einführt, um die Gestalt des extrudierten Produkts aufrecht
zuerhalten. Die Wärmebehandlung kann unter hohem Druck (wenig
stens 50 MPa) durchgeführt werden. Diese Extrusions-Nachbe
handlung verbessert den Kristallinitätsgrad und die Orientie
rung der Knochenbehandlungsvorrichtungen.
Das Extrusionsverhältnis bei diesem Verfahren wird unter Ver
wendung der Querschnittsfläche (in Richtung der Extrusion) des
Polymeren 4, das sich im Extrusionsbehälter 1 befindet,
und der inneren Querschnittsfläche (in derselben Richtung) des
Formwerkzeugs 2 ausgedrückt. Falls die Querschnittsfläche
des Polymeren 4 1 ist und die Querschnittsfläche des Form
werkzeugs 2 1/3 ist, beträgt das Extrusionsverhältnis 3 : 1.
Die erfindungsgemäß durch hydrostatische Extrusion hergestell
ten Knochenbehandlungsvorrichtungen können verschiedene For
men, die zur Reperatur von Knochen erforderlich sind, anneh
men. Mögliche Formen schließen z. B. ein Drähte, Platten,
Schrauben, Nägel, Zapfen, Keile, Pfeilspitzen, Stifte, Klam
mern, Klemmen, Stäbe, Abstandshalter, Schraubenmuttern, Haken,
Unterlegscheiben, Kappen, Knöpfe, Füllstoffe usw. Da das er
findungsgemäße Verfahren die Festigkeit der Materialien pro
Flächeneinheit verbessert, ist es möglich, Vorrichtungen mit
geringer Breite und Größe herzustellen. Mit diesem Verfahren
ist es auch möglich, hochtransparente Produkte herzustellen.
Die folgenden Beispiele dienen der Erläuterung der vorliegen
den Erfindung.
Pulverförmige Poly-L-Milchsäure (Viskositätsmittel des Moleku
largewichts 400.000) wurde mit einem Pelletisiergerät zu Pel
lets geformt. Daraufhin wurden die Pellets bei 200°C geschmol
zen, gemischt und extrudiert, um zylindrische Produkte mit
verschiedenen Durchmessern herzustellen.
Diese Produkte wurden dann bei 140°C und einer Extrusionsge
schwindigkeit von 5,0 mm/min unter Verwendung eines mit Glyce
rin gefüllten Extruders (Durchmesser des Formwerkzeugs = 5 mm;
siehe Fig. 1) einer hydrostatischen Extrusion unterzogen. Die
Extrusionsverhältnisse sind in Tabelle 1 unten gezeigt. Bei
einem Extrusionsverhältnis von 4 : 1 (Beispiel 1) betrug der
Druchmesser des zylindrischen Produkts 10,0 mm. Bei einem Ex
trusionsverhältnis von 8 : 1 (Beispiel 2) betrug der Durchmesser
14,14 mm.
Die physikalischen Eigenschaften der extrudierten Produkte
sind in Tabelle 1 gezeigt. Die Dichte, Anfangsbiegefestigkeit
und die Biegefestigkeit nach 90-tägigem Eintauchen wurden
gemäß den oben erwähnten Verfahren gemessen. Das Viskositäts
mittel des Molekulargewichts wurde unter Verwendung des Grenz
viskosität η gemäß der folgenden Gleichung berechnet:
[η] = 5,45 × 10-4 Mv0,73
worin η in Chloroform bei 25°C gemessen wurde und Mv das Vis
kositätsmittel des Molekulargewichts darstellt.
Die Fig. 4 zeigt eine Mikroskopaufnahme des Querschnitts des
extrudierten Produkts (Beispiel 2). Die Aufnahme zeigt, daß
durch Fibrilation entlang der Hauptachse angeordneter Polymer
moleküle sich dünne Schichten dicht überlappen.
Das zylindrische Produkt von Beispiel 1 wurde in einem Ölbad
(140°C) einem monoaxialen Ziehen entlang der Hauptachse unter
zogen. Das Ziehverhältnis und die Eigenschaften sind in Tabel
le 2 gezeigt.
Aus den Tabellen 1 und 2 lassen sich folgende Schlüsse ziehen.
Wie in Tabelle 2 gezeigt, war beim herkömmlichen Ziehverfahren
die Zunahme der Dichte minimal. Das heißt, die Dichte kann bei
diesem herkömmlichen Verfahren selbst bei einem Ziehverhältnis
von 9,8 : 1 nicht über 1,2500 g/cm3 angehoben werden. Obwohl die
Anfangsbiegefestigkeit auch durch Ziehen angehoben werden
kann, ist der Unterschied in der Festigkeit zwischen einem
Ziehverhältnis von 4 : 1 und einem solchen von 9,8 : 1 sehr ge
ring. Somit kann das Ziehverfahren die Biegefestigkeit nicht
auf mehr als 22 kp/mm2 erhöhen. Die durch Ziehen hergestellten
Produkte zeigten eine merkliche Abnahme ihrer Festigkeit nach
90-tägigem Eintauchen. Somit hielten diese Produkte ihre the
rapeutisch angemessene Festigkeit nicht für die therapeutisch
erforderliche Zeitspanne bei.
Die Nägel zur Behandlung von Knochen, die durch das erfin
dungsgemäße Verfahren hergestellt wurden, zeigten eine hohe
Dichte (1,260 g/cm3). Ihre Biegefestigkeit betrug 27,2 kp/mm2
bei einem Extrusionsverhältnis von 4 : 1. Wenn das Extrusions
verhältnis auf 8 : 1 erhöht wurde, lag die Biegefestigkeit bei
einem Wert von 34,4 kp/mm2. Nach 90-tägigem Eintauchen nahm
die Festigkeit nur wenig ab; es wurden 85% oder mehr (in eini
gen Fällen 90% oder mehr) der Anfangsfestigkeit beibehalten.
Die Festigkeit nach 90-tägigem Eintauchen betrug 23 kp/mm2.
Diese Ergebnisse zeigen an, daß die durch das erfindungsgemäße
Verfahren hergestellten Nägel in vivo für eine therapeutisch
erforderliche Zeitspanne eine therapeutisch angemessene Fe
stigkeit beibehalten können.
Wie in Beispiel 1 wurden zylindrische Produkte hergestellt und
einer hydrostatischen Extrusion unterzogen. Die Extrusions
bedingungen und die Eigenschaften der Produkte sind in der
folgenden Tabelle 3 gezeigt. Bei einem Extrusionsverhältnis
von 10 : 1 wurde ein zylindrisches Produkt mit einem Durchmesser
von 15,81 mm eingesetzt.
Wie in Beispiel 1 wurden durch Schmelzen und Formen herge
stellte zylindrische Produkte zwei hydrostatischen Extrusions
zyklen bei den in Tabelle 4 angegebenen Bedingungen unterzo
gen. Die Eigenschaften der Produkte sind in Tabelle 5 gezeigt.
Die Tabelle 5 zeigt, daß die durch mehrmalige hydrostatische
Extrusions erhaltenen Produkte eine höhere Festigkeit als
Produkte zeigen, die durch eine einzige hydrostatische Extru
sion beim selben Extrusionsverhältnis erhalten wurden.
Ein stabförmiges Extrusionsprodukt (Beispiel 2) wurde durch
Schneiden und Anbringung einer Verjüngung an beiden Enden zu
einem Nagel für die Reparatur von Rippen verarbeitet. Dieser
Reparaturnagel wurde in Phosphat-gepufferte Kochsalzlösung
(PBS), die 0,9 Gew.-% NaCl enthielt, bei 37°C eingetaucht, um
den zeitlichen Verlauf der Hydrolyse zu untersuchen. Wie in
Tabelle 6 gezeigt, behielt der Nagel selbst nach 90-tägigem
Eintauchen seine hohe Festigkeit bei. Vom Tag 90 an nahm die
Festigkeit des Nagels schnell ab.
Die Biegefestigkeit nahm am 126. Tag auf 50% und am 300. Tag
auf 9% der Anfangsfestigkeit ab.
Fünf erwachsene Mongrel-Hunde, die im Durchschnitt 10 kg wo
gen, wurden unter intramuskulärer Anästhesie an einer Stelle
aufgeschnitten. Die 9. bis 11. Rippen auf der linken Seite
wurden zusammen mit dem Periosteum im Abstand von ca. 2 bis
4 cm vom Rippenrand entfernt. Der obige Nagel wurde in das
Rippenknochenmark eingeführt, um den herausgeschnittenen Be
reich zu verbinden. Dieser Bereich wurde dann mit Seidenfäden
ligiert, um die Verbindungsstelle zu fixieren. Bei einem der
Hunde wurde der operierte Bereich jede Woche mit Hilfe von
Röntgenaufnahmen beobachtet. Diese Beobachtung zeigte eine
erfolgreiche Knochenverbindung nach 1 Monat. Bei den anderen
Hunden wurde zwecks Untersuchung der Gewebereaktion der Rip
pen, der äußeren Erscheinung des Nagels und der Veränderungen
der physikalischen Eigenschaften des Nagels der operierte
Bereich im Stück nach 2 Wochen, 1, 2 oder 3 Monaten erneut
aufgeschnitten.
Diese Beobachtungen zeigten kein erwähnenswertes Problem. Die
Veränderung der physikalischen Eigenschaften des Nagels war
ähnlich der in vitro beobachteten.
Claims (10)
1. Knochenbehandlungsvorrichtungen aus biologisch abbaubaren
Polymeren mit hoher Dichte und hoher Orientierung entlang
der Hauptachse, dadurch gekennzeichnet, daß sie eine
Dichte von 1,260 g/cm3 oder mehr besitzen, wenn sie nach
dem Sink- und Schwebeverfahren gemessen wird, und eine durch die fol
genden Gleichungen definierte Biegefestigkeit und Dauer
biegefestigkeit aufweisen:
A ≧ B ≧ 23(kp/mm2) (1)
B/A ≧ 0,85 (2)
worin A für die Anfangsbiegefestigkeit und B für die Biegefestigkeit nach 90-tägigem Eintauchen der Vorrich tungen in Phosphatpuffer bei 37°C steht.
A ≧ B ≧ 23(kp/mm2) (1)
B/A ≧ 0,85 (2)
worin A für die Anfangsbiegefestigkeit und B für die Biegefestigkeit nach 90-tägigem Eintauchen der Vorrich tungen in Phosphatpuffer bei 37°C steht.
2. Vorrichtungen nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß sie eine Dichte im Bereich von 1,265 bis 1,285 g/cm3
aufweisen.
3. Vorrichtungen nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Biegefestigkeit und Dauerbiegefestig
keit durch die folgenden Gleichungen definiert wird:
A ≧ B ≧ 25(kp/mm2) (1')
B/A ≧ 0,90 (2')
worin A für die Anfangsbiegefestigkeit und B für die Biegefestigkeit nach 90-tägigem Eintauchen der Vorrich tungen in Phosphatpuffer bei 37°C steht.
A ≧ B ≧ 25(kp/mm2) (1')
B/A ≧ 0,90 (2')
worin A für die Anfangsbiegefestigkeit und B für die Biegefestigkeit nach 90-tägigem Eintauchen der Vorrich tungen in Phosphatpuffer bei 37°C steht.
4. Vorrichtungen nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch
gekennzeichnet, daß als biologisch abbaubare Polymere
Milchsäurepolymere eingesetzt werden.
5. Vorrichtungen nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß als Milchsäurepolymere L-Milchsäurepolymere einge
setzt werden.
6. Verfahren zur Herstellung von Knochenbehandlungsvorrich
tungen nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß es
umfaßt die hydrostatische Extrusion von biologisch ab
baubaren Polymeren bei einer Temperatur zwischen der
Glasübergangstemperatur und dem Schmelzpunkt der Polyme
ren unter Herstellung von Produkten mit hoher Dichte, in
denen die Polymermoleküle entlang der Hauptachse orien
tiert sind und die eine Dichte von 1,260 g/cm3 oder mehr
aufweisen, wenn sie durch das Sink- und Schwebeverfahren
gemessen wird, und deren Biegefestigkeit und Dauerbiege
festigkeit durch die folgenden Gleichungen definiert
wird:
A ≧ B ≧ 23(kp/mm2) (1)
B/A ≧ 0,85 (2)
worin A für die Anfangsbiegefestigkeit und B für die Biegefestigkeit nach 90-tägigem Eintauchen der Vorrich tungen in Phosphatpuffer bei 37°C steht.
A ≧ B ≧ 23(kp/mm2) (1)
B/A ≧ 0,85 (2)
worin A für die Anfangsbiegefestigkeit und B für die Biegefestigkeit nach 90-tägigem Eintauchen der Vorrich tungen in Phosphatpuffer bei 37°C steht.
7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
die Polymeren bei einem Extrusionsverhältnis von 4 : 1 bis
15 : 1 extrudiert werden.
8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß
die Polymeren wenigstens zweimal extrudiert werden, um
ein Gesamt-Extrusionsverhältnis von 4 : 1 bis 15 : 1 zu er
zielen.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 8, dadurch ge
kennzeichnet, daß als biologisch abbaubare Polymere
Milchsäurepolymere eingesetzt werden.
10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß
als Milchsäurepolymere L-Milchsäurepolymere eingesetzt
werden.
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