DE4243913C2 - Knochenbehandlungsvorichtungen und Verfahren zu ihrer Herstellung - Google Patents

Knochenbehandlungsvorichtungen und Verfahren zu ihrer Herstellung

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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.
BEISPIELE
Die folgenden Beispiele dienen der Erläuterung der vorliegen­ den Erfindung.
BEISPIELE 1 UND 2
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.
TABELLE 1 (Beispiele 1 und 2)
Vergleichsbeispiele 1 und 2
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.
TABELLE 2 (Vergleichsbeispiele 1 und 2)
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.
Beispiele 3 bis 8
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.
TABELLE 3
Beispiele 9 bis 11
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.
TABELLE 4
TABELLE 5
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.
I. Experiment in vitro
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.
TABELLE 6
Die Biegefestigkeit nahm am 126. Tag auf 50% und am 300. Tag auf 9% der Anfangsfestigkeit ab.
II. Tierversuche
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.
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.
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.
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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Families Citing this family (39)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100429937B1 (ko) * 1995-09-14 2004-08-02 타키론 가부시기가이샤 골접합재,고강도이식체재료및이들의제조방법
EP0795336B1 (de) * 1995-09-14 2003-06-11 Takiron Co. Ltd. Osteosynthetisches material, verbundwerkstoff für implantate und verfahren zu ihrer herstellung
JP3426460B2 (ja) * 1996-10-25 2003-07-14 グンゼ株式会社 骨接合具
WO1998053768A1 (en) 1997-05-30 1998-12-03 Osteobiologics, Inc. Fiber-reinforced, porous, biodegradable implant device
US7524335B2 (en) * 1997-05-30 2009-04-28 Smith & Nephew, Inc. Fiber-reinforced, porous, biodegradable implant device
EP1031323B1 (de) 1997-10-29 2004-02-11 Gunze Limited Herstellungsverfahren für knochenverbindungsvorrichtung
US6066173A (en) * 1998-01-28 2000-05-23 Ethicon, Inc. Method and apparatus for fixing a graft in a bone tunnel
US6283973B1 (en) 1998-12-30 2001-09-04 Depuy Orthopaedics, Inc. Strength fixation device
US6187008B1 (en) 1999-07-07 2001-02-13 Bristol-Myers Squibb Device for temporarily fixing bones
KR20010027252A (ko) * 1999-09-13 2001-04-06 김정식 생체분해성 뼈 접합 기구 및 그의 제조방법
KR100365162B1 (ko) * 2000-03-30 2002-12-16 (주)아미티에 생체분해성 뼈 접합 기구의 제조방법
JP4790917B2 (ja) * 2001-02-23 2011-10-12 独立行政法人科学技術振興機構 人工椎体
US6747121B2 (en) 2001-09-05 2004-06-08 Synthes (Usa) Poly(L-lactide-co-glycolide) copolymers, methods for making and using same, and devices containing same
US7862597B2 (en) 2002-08-22 2011-01-04 Warsaw Orthopedic, Inc. System for stabilizing a portion of the spine
US7378144B2 (en) * 2004-02-17 2008-05-27 Kensey Nash Corporation Oriented polymer implantable device and process for making same
US20100191292A1 (en) * 2004-02-17 2010-07-29 Demeo Joseph Oriented polymer implantable device and process for making same
JPWO2006022018A1 (ja) * 2004-08-27 2008-05-08 グンゼ株式会社 骨治療用具の製造方法及び骨治療用具
JP4905759B2 (ja) * 2005-05-25 2012-03-28 グンゼ株式会社 骨治療用成形体及びその製造方法
DE602006016407D1 (de) 2006-05-16 2010-10-07 Biedermann Motech Gmbh Longitudinales Teil für die Wirbelsäulen- oder Unfallchirurgie
KR101414716B1 (ko) * 2006-05-16 2014-07-04 비이더만 테크놀로지스 게엠베하 & 코. 카게 척주 수술 또는 외상 수술에 사용하기 위한 종방향 부재 및이 종방향 부재를 구비한 안정화 장치
JP5188857B2 (ja) * 2008-03-28 2013-04-24 グンゼ株式会社 骨接合材料の製造方法
US8197489B2 (en) * 2008-06-27 2012-06-12 Depuy Products, Inc. Knee ligament balancer
US8551023B2 (en) 2009-03-31 2013-10-08 Depuy (Ireland) Device and method for determining force of a knee joint
US8597210B2 (en) * 2009-03-31 2013-12-03 Depuy (Ireland) System and method for displaying joint force data
US8740817B2 (en) * 2009-03-31 2014-06-03 Depuy (Ireland) Device and method for determining forces of a patient's joint
US8556830B2 (en) * 2009-03-31 2013-10-15 Depuy Device and method for displaying joint force data
US8721568B2 (en) 2009-03-31 2014-05-13 Depuy (Ireland) Method for performing an orthopaedic surgical procedure
JP2012246421A (ja) * 2011-05-30 2012-12-13 Toyobo Co Ltd ポリ乳酸系樹脂成形体の製造方法
GB201115411D0 (en) 2011-09-07 2011-10-19 Depuy Ireland Surgical instrument
JP2012081280A (ja) * 2011-11-11 2012-04-26 Gunze Ltd 骨治療用成形体
CN102514138B (zh) * 2011-12-27 2014-08-06 邢东明 一种高强度可吸收螺钉的制造方法及制作模具
US9381011B2 (en) 2012-03-29 2016-07-05 Depuy (Ireland) Orthopedic surgical instrument for knee surgery
US10206792B2 (en) 2012-03-31 2019-02-19 Depuy Ireland Unlimited Company Orthopaedic surgical system for determining joint forces of a patients knee joint
US9545459B2 (en) 2012-03-31 2017-01-17 Depuy Ireland Unlimited Company Container for surgical instruments and system including same
US10070973B2 (en) 2012-03-31 2018-09-11 Depuy Ireland Unlimited Company Orthopaedic sensor module and system for determining joint forces of a patient's knee joint
US10098761B2 (en) 2012-03-31 2018-10-16 DePuy Synthes Products, Inc. System and method for validating an orthopaedic surgical plan
US10405889B2 (en) * 2018-06-14 2019-09-10 New Standard Device, LLC Cold forged cutting tip for orthopedic wires and pins
JP7456733B2 (ja) * 2019-06-14 2024-03-27 グンゼ株式会社 骨接合材料
CN112916694A (zh) * 2020-12-29 2021-06-08 东莞立德生物医疗有限公司 一种耐腐蚀骨科可降解螺钉及其制备方法

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4539981A (en) * 1982-11-08 1985-09-10 Johnson & Johnson Products, Inc. Absorbable bone fixation device
EP0258692A2 (de) * 1986-08-27 1988-03-09 American Cyanamid Company Chirurgische Prothese
US4898186A (en) * 1986-09-11 1990-02-06 Gunze Limited Osteosynthetic pin
DE3831657A1 (de) * 1988-09-17 1990-03-22 Boehringer Ingelheim Kg Vorrichtung zur osteosynthese und verfahren zu ihrer herstellung
US4968317A (en) * 1987-01-13 1990-11-06 Toermaelae Pertti Surgical materials and devices
DE3926127A1 (de) * 1989-08-08 1991-02-14 Hug Gerhard Gmbh Befestigungsmittel
DE3933217A1 (de) * 1989-10-05 1991-04-11 Gunther Dr Med Dr Rer Hofmann Vorrichtung zur operativen schraubenlosen schienung von knochenbruechen aus biodegradierbaren kunststoffen

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
BE758156R (fr) * 1970-05-13 1971-04-28 Ethicon Inc Element de suture absorbable et sa
JPS5213230A (en) * 1975-07-19 1977-02-01 Kubota Ltd Power stearing apparatus for tracter
US4550449A (en) * 1982-11-08 1985-11-05 Johnson & Johnson Products Inc. Absorbable bone fixation device
US4671280A (en) * 1985-05-13 1987-06-09 Ethicon, Inc. Surgical fastening device and method for manufacture
JPS6368115A (ja) * 1986-09-11 1988-03-28 東京シ−ト株式会社 車輌用シ−トのア−ムレスト
FR2623402B1 (fr) * 1987-11-19 1994-04-29 Solvay Article en polymere d'acide lactique utilisable notamment comme prothese biodegradable et procede pour sa realisation
JP2587664B2 (ja) * 1987-12-28 1997-03-05 タキロン株式会社 生体内分解吸収性の外科用材料
EP0401844B1 (de) * 1989-06-09 1995-11-22 Boehringer Ingelheim Kg Resorbierbare Formkörper und Verfahren zu ihrer Herstellung
JP2860663B2 (ja) * 1989-06-28 1999-02-24 タキロン株式会社 生体内分解吸収性外科用成形物
US5037950A (en) * 1990-02-09 1991-08-06 Ethicon, Inc. Bioabsorbable copolymers of polyalkylene carbonate/RHO-dioxanone for sutures and coatings

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4539981A (en) * 1982-11-08 1985-09-10 Johnson & Johnson Products, Inc. Absorbable bone fixation device
EP0258692A2 (de) * 1986-08-27 1988-03-09 American Cyanamid Company Chirurgische Prothese
US4898186A (en) * 1986-09-11 1990-02-06 Gunze Limited Osteosynthetic pin
US4968317A (en) * 1987-01-13 1990-11-06 Toermaelae Pertti Surgical materials and devices
US4968317B1 (en) * 1987-01-13 1999-01-05 Biocon Oy Surgical materials and devices
DE3831657A1 (de) * 1988-09-17 1990-03-22 Boehringer Ingelheim Kg Vorrichtung zur osteosynthese und verfahren zu ihrer herstellung
DE3926127A1 (de) * 1989-08-08 1991-02-14 Hug Gerhard Gmbh Befestigungsmittel
DE3933217A1 (de) * 1989-10-05 1991-04-11 Gunther Dr Med Dr Rer Hofmann Vorrichtung zur operativen schraubenlosen schienung von knochenbruechen aus biodegradierbaren kunststoffen

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