DE69803992T2

DE69803992T2 - Bioaktives und biologisch abbaubares verbundmaterial auf der basis von polymeren und keramiken oder gläser und verfahren zu seiner herstellung

Info

Publication number: DE69803992T2
Application number: DE69803992T
Authority: DE
Inventors: William Bonfield; Minna Kellomaki; Elizabeth Tanner; Pertti Tormaelae
Original assignee: Bionx Implants Oy
Current assignee: Bionx Implants Oy
Priority date: 1997-09-02
Filing date: 1998-08-27
Publication date: 2002-10-31
Anticipated expiration: 2018-08-28
Also published as: DE69803992D1; EP1009448B1; JP2001514048A; EP1009448A2; WO1999011296A2; AU9622898A; WO1999011296A3; US7541049B1; CA2301900A1

Description

Technisches Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft ein chirurgisches Kompositmaterial zur Osteosynthese, welches bioabbaubar und bioaktiv ist, sowie Verfahren zur Herstellung dieses Kompositmaterials.

Stand der Technik

In der Chirurgie werden entweder biostabile oder bioabbaubare Vorrichtungen zur Fixierung von Beinfrakturen verwendet, um die Knochenfragmente zu immobilisieren und die Mobilisierung des Patienten zu beschleunigen.
Die meisten biostabilen Vorrichtungen werden typischerweise aus metallischen Legierungen hergestellt (vgl. R. M. Pilliar, Powder Metal-Made Orthopaedic Implants With Porous Surface For Fixation By Tissue Ingrowth, Clinical Orthopaedics and Related Research, Vol. 176, 1983, S. 42-51). Nichtsdestotrotz ergeben sich bei der Verwendung von metallischen Implantaten mehrere Nachteile. Einer dieser Nachteile ist die Knochenresorption verursacht durch Knochenplatten und Schrauben, welche den größten Anteil der externen Belastung tragen, was zu einem durch die Modulverschiebung zwischen Metall und Knochen hervorgerufenen Beanspruchungsschutz führt. Ein weiterer Nachteil ist das karzinogene Potential und die Möglichkeit von Korrosion. Daher wird Chirurgen empfohlen, metallische Knochenplatten und Schrauben in einer zweiten Operation zu entfernen, sobald die Fraktur verheilt ist.
Bioresorbierbare polymere Frakturfixierungsvorrichtungen als Ersatz für metallische Implantate wurden bereits untersucht (vgl. S. Vainiopää, P. Rokkanen, P. Törmälä, Surgical Applications Of Biodegradable Polymers In Human Tissue, Progress in Polymer Science, Vol. 14, 1989, S. 679-716). Die Vorteile dieser Vorrichtungen sind, dass die Materialien in dem Körper aufgenommen werden und Abbauprodukte über Stoffwechselwege ausgeschieden werden. Daher wird keine zweite Operation benötigt. Zusätzlich nimmt die Festigkeit und die Steifheit der bioresorbierbaren polymeren Vorrichtungen ab, wenn die Vorrichtung abgebaut wird, so dass der Knochen schrittweise belastet wird (was die Knochenregeneration begünstigt). Ein Nachteil ist die vergleichsweise geringe Festigkeit der bestehenden polymeren Vorrichtungen. Im Falle kortikalen Knochenfrakturen bspw. sind nicht-verstärkte Platten und Schrauben aus Polymilchsäuren (PLLA) anfänglich zu schwach, um die Mobilisierung der Patienten zu erlauben (vgl. J. Eitenmüller, K. L. Geriach, T. Schmickal, H. Krause, An in Vivo Evaluation Of A New High Molecular Weight Polylactide Osteosynthesis Device, European Congress on Biomaterials, Bologna Italy, September 14-17, 1986, S. 94). Darüber hinaus bedeuten die relativ geringen Young's- Modul Werte verglichen mit metallischen Platten, dass dickere Teile benötigt werden, um eine angemessene Stabilität sicherzustellen.
Törmälä et al. haben eigenverstärkte bioresorbierbare polymere Komposite entwickelt, um die Festigkeit der bioresorbierbarenpolymeren Vorrichtungen zu verbessern. Diese zeigen gute mechanische Eigenschaften: z. B. wurden Biegefestigkeiten von 360 ± 70 MPa und Biegemodule von 12 ± 2 GPa berichtet (vgl. P. Törmälä Biodegradable Self-Reinforced Composite Materials; Manufacturing, Structure and Mechanical Properties, Clinical Materials, Vol. 10, 5 1992, S. 29-34).
Eine weit verbreitete Eigenschaft der meisten polymeren Implantate ist der Mangel an Anwachsen von Knochen an das Material. Im Unterschied dazu wird eine solche Anlagerung von Knochen durch bioaktive Keramiken und Gläser hervorgerufen (vgl. O. H. Andersson, K. H. Karlsson, Bioactive Glass, Biomaterials Today And Tomorrow, Proceedings of the Finnish Dental Society Days of Research, Tampere, Finland, 10-11 November 1995, Gillot Oy, Turku, 1996, S. 15-16). Durch Zufügen von bioaktiven Keramiken oder Gläsern zu Polymeren bei der Herstellung eines Komposits kann die Bioaktivität des Materials verbessert werden. Dieser Effekt wurde in den Dentalkompositen und in Knochenzement nachgewiesen (vgl. J. C. Behirii, M. Braden, S. N. Khorashani, D. Wiwattanadate, W. Bonfield, Advanced Bone Cement For Long Term Orthopaedic Applications, Bioceramics, Vol. 4, ed. W. Bonfield, G. W. Hastings and K. E. Tanner, Butterworth-Heinemann ltd, Oxford, 1991, S. 301-307).
Bonfield et al. haben ein biostabiles Komposit bestehend aus einer Polyethylenmatrix und einer teilweisen Hydroxyapatitverstärkung (HAPEXT"") entwickelt (vgl. W. Bonfield, J. A. Bowman, M. D. Grynpas, britisches Patent GB2085461, 1984). HAPEXTM-Komposite zeigen Bioaktivitäten von über 0,2 Volumenanteilen Hydroxyapatit (vgl. W. Bonfield, C. Doyle, K. E. Tanner, In Vivo Evaluation Of Hydroxyapatite Reinforced Polyethylene Composites, Biological and Biomechanical Properties of Biomaterials, ed., P. Crystel, A. Meunter, A. J. C. Lee, Elsevier, Science Publisher, 1986, S. 153-158). Desweiteren wurden abbaubare Komposite aus Hydroxyapatit und Copolymeren aus Polyhydroxybutyrat und Polyhydroxyvalerat beschrieben (vgl. C. Doyle, K. E. Tanner, W. Bonfield, In Vitro And In Vivo Evaluation Of Polyhydroxybutyrate And Of Polyhydroxyvalerate Reinforced With Hydroxyapatite, Biomaterials, Vol. 12, 1991, S. 841- 847). Die Hauptbeschränkung dieser biostabilen und bioabbaubaren Komposite ist deren unzulängliche mechanische Festigkeit für große Knochenfrakturfixierungen. Auch die Verwendung von Kompositen aus Hydroxyapatit und Polymilchsäure wurde berichtet (vgl. Y. Ikada, H. H. Suong, Y. Shimizu, S. Watanabe, T. Nakamura, M. Suzuki, A. T. Shimamoto, Osteosynthetic Pin, U.S. Patent 4,898,186, 1990). Unter Verwendung bestehender Elemente haben diese Kornposite immer noch eine recht mäßige mechanische Festigkeit. Ferner unterscheidet sich das Verfahren zur Herstellung der Komposite in all den oben genannten Fällen von dem der vorliegenden Erfindung.

Zusammenfassung der Erfindung

im Rahmen der vorliegenden Erfindung wurde gefunden, dass die Probleme der unzureichenden Festigkeit und Brüchigkeit der bioaktiven Vorrichtungen zur Knochenfixierung und der Mangel an Bioaktivität der absorbierbaren polymeren Vorrichtungen durch das Herstellen eines Kompositmaterials enthaltend wenigstens eine resorbierbare polymere Matrix, wenigstens ein bioaktives keramisches Verstärkungselement und wenigstens ein resorbierbares polymeres Verstärkungselement gelöst werden kann. Das Kompositmaterial, welches hier im einzelnen beschrieben wird, besteht aus zwei Verstärkungskomponenten in einem Matrixmaterial. Ein Verstärkungselement, nämlich das polymere Verstärkungselement, besteht aus bioabbaubarer polymerer Faser und das andere, genannt das keramische Verstärkungselement, besteht aus Biokeramik oder Bioglas. Vorrichtungen aus verstärkten Kompositen gemäß der vorliegenden Erfindung weisen, verglichen mit nicht verstärkten Vorrichtungen, verbesserte mechanische Eigenschaften auf, weil die Verstärkung das Verhalten des Materials von spröde zu biegsam ändert und so die Vorrichtungen unter Belastung zuverlässiger macht. Aufgrund der kontrollierten Fertigungsschritte, namentlich so wohl das Vermischen der Matrix und des keramischen Verstärkungselements als auch des Vereinigens mit dem polymeren Verstärkungselement, kann die Menge beider Typen an Verstärkungselementen leicht kontrolliert werden. Dies ist ein wichtiger Vorteil, weil das Verhältnis der Elemente zueinander die mechanischen Eigenschaften der Vorrichtungen beeinflusst. Außerdem wirkt sich die Menge an keramischen Verstärkungselementen auf die Bioaktivität der Vorrichtung aus.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt eine schematische Widergabe des Querschnitts einer Kompositplatte gemäß der Erfindung,
Fig. 2a zeigt ein FTIR-Spektrum von Hydroxydapatit,
Fig. 2b zeigt ein FTIR-Spektrum von Hydroxydapatit-Polymilchsäure-Komposit, und
Fig. 2c zeigt ein FTIR-Spektrum eines Polymilchsäure-Komposites.

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen

Die vorliegende Erfindung betrifft bioabbaubare Materialien, welche für Vorrichtungen zur Knochenfrakturfixierung verwendet werden, und Verfahren zu ihrer Herstellung. Im Unterschied zu Materialien des Standes der Technik bestehen die Komposite gemäß der vorliegenden Erfindung aus zwei verschiedenen Verstärkungsphasen und einer Matrixphase. Ein Verstärkungselement wird als polymeres Verstärkungselement und das andere als keramisches Verstärkungselement bezeichnet. Die Matrixkomponente kann jedes bioabbaubare oder bioerodierbare Polymer sein. Typische Beispiele dieser Polymere sind in Tabelle 1 aufgeführt.
Eine Verstärkungsphase besteht vollständig oder wenigstens teilweise aus orientiertem und/oder fibriliertem bioabbaubarem oder bioerodierbarem Polymer. Diese Phase wird polymeres Verstärkungselement genannt, welches immer noch erkennbar und von dem endgültigen Produkt als ganzes unterscheidbar ist. Der Durchmesser der Verstärkungsfasern kann zwischen 4 um und 800 um, vorzugsweise zwischen 20 um und 500 um, variieren. Für das polymere Verstärkungselement sind u. a. die in Tabelle 1 aufgeführten Polymere geeignet.
Das keramische Verstärkungselement kann aus einer stabilen oder abbaubaren Biokeramik oder aus stabilem oder abbaubarem Bioglas oder einer Mischung aus solchen bestehen. Typische Beispiele sind in Tabelle 2 aufgelistet. Diese können pullverförmig, flockenförmig, kugelförmig oder faserförmig oder in jeder anderen Form verwendet werden. Die Teilchengröße kann zwischen 2 um und 100 um, vorzugsweise zwischen 60 um und 150 um, variieren. Im Falle von Fasern sind diese in jedem Fall kleiner als die polymeren Verstärkungselemente. Das keramische Verstärkungselement wirkt außerdem als bioaktives Agenz für knochiges Anwachsen und stellt ein Reservoir für Calcium- und Phosphationen zur Verfügung, so dass die Zeit zur Ausheilung der Knochenfrakturen verkürzt wird. Während das Matrixpolymer abgebaut wird, kann der Knochen an den restlichen Keramik- oder Glaspartikelin anhaften. Die Menge an keramischem Verstärkungselement beträgt 0,15 bis 0,9 Volumenanteil, vorzugsweise zwischen 0,2 und 0,6 Volumenanteil.
Die definierte Partikelgröße des keramischen Elements in dem Komposit gemäß der vorliegenden Erfindung ist, verglichen mit üblicherweise verwendeten Partikelgrößen für Füllmaterialien oder Granulate, relativ groß. Im Rahmen der vorliegenden Erfindung konnte unerwarteterweise gefunden werden, dass Komposite enthaltend keramische Elemente mit größeren Partikelgrößen biokompatibeler sind und weniger Gewebereizungen verursachen als Komposite, welche ein keramisches Element mit kleiner Partikelgröße verwenden. Die Biokompatibilität kann in histologischen Studien leicht festgestellt werden. Im Gewebe nahe oder innerhalb von abbauenden Kompositimplantaten mit kleinen Keramikpartikeln gibt es mehr Riesenzellen als rundum sowie innerhalb von abbauenden Kompositimplantaten enthaltend große (gröbere) Keramikpartikel.
Die erfindungsgemäßen Komposite können verschiedene Additive und Modifiziermittel enthalten, welche die Verarbeitbarkeit des Komposits verbessern. Solche Additive umfassen Oberflächenmodifizierer zur Verbesserung der Anhaftung zwischen den polymeren und keramischen Komponenten. Die Vorrichtungen können außerdem ein oder mehrere pharmazeutische aktive Agenzien, wie Antibiotika, Chemotherapeufika, Wundheilmittel, Wachstumshormone und Antilkoagulantien (wie Heparin) enthalten. Diese Agenzien werden verwendet, um die bioaktiven Eigenschaften des Komposits zu verstärken und so den Heilungsprozess des Gewebes zu verbessern.
Die Herstellung des Komposites kann durch jedes geeignete kunststofftechnologische Herstellungsverfahren erfolgen. Das Matrixpolymer und das oder die keramischen Verstärkungselemente (Biokeramik oder Bioglas) können miteinander durch Pulvermischen, Schmelzmischen oder Solvensmischen vermischt werden. Das polymere Verstärkungselement (Polymerfaser) kann als einfache Faser oder in modifizierter Form verwendet werden: bspw. als geflochtene oder als gewobene zwei- oder dreidimensionale Strukturen. Die Mischung aus Matrix und keramischem Verstärkungselement kann mit dem polymeren Verstärkungselement durch Schmelzmischen, durch Beschichten oder durch Verwendung eines Lösungsmittels als Zwischenstufe zur Vorformung des Materials (prepreg) vereinigt werden. Das Material kann in seiner endgültige Form durch verschiedene Techniken, wie bspw. Pressformen, Präzisionswickelverfahren, mechanische Bearbeitung oder Spritzgussverfahren, in jeder gewünschten Gestalt erzeugt werden.
Aufgrund kontrollierter Fertigungsschritte, nämlich Vermischen der Matrix und des keramischen Verstärkungselementes und das Vereinigen mit dem polymeren Verstärkungselement, kann die Menge beider Typen an Verstärkungselementen leicht kontrolliert werden. Dies ist ein wichtiger Vorteil, weil das Verhältnis der Elemente untereinander die mechanischen Eigenschaften der Vorrichtung beeinflusst. Außerdem wirkt sich die Menge an keramischem Verstärkungselement auf die Bioaktivität der Vorrichtung aus. Es sollte genügend Biokeramik oder Bioglas enthalten sein, um ein Anwachsen von Knochen zu erreichen.
Verstärkte Kompositvorrichtungen gemäß der vorliegenden Erfindung haben, verglichen mit nicht verstärkten Vorrichtungen, verbesserte mechanische Eigenschaften, weil die Verstärkung das Verhalten des Materials von brüchig zu biegsam verändert und so die verstärkte Vorrichtung unter Belastung zuverlässiger macht. Diese Eigenschaft ist sehr wichtig für tragende Anwendungen, wie bspw. Vorrichtungen zur Fixierung von Frakturen. Nicht verstärkte Polymilchsäurevorrichtungen weisen typischerweise Dreipunktbiegefestigkeiten von 35 bis 40 MPa und Dreipunktbiegemodule von 3,5 bis 4,0 GPa und Vorrichtungen aus partikelverstärkter (Hydroxyapatit) Polymilchsäure entsprechende Werte von 25 bis 30 MPa und 5 GPa auf. Bei Verwendung einer Polymerfaserverstärkung gemäß der vorliegenden Erfindung können zwei bis fünf mal höhere mechanische Eigenschaften erhalten werden.

BEISPIELE

Die vorliegende Erfindung wird nachfolgend anhand der folgenden, den Erfindungsgedanken nicht einschränkenden Beispiele näher erläutert.

Beispiel 1

Platten mit den ungefähren Abmaßen 50 · 10 · 2 mm wurden 7 durch Pressformen aus einer Pulvermischung von Poly- (L, D-Lactid) (95/5 L/D Verhältnis) und Hydroxyapatit mit einer Partikelgröße von 60 um, unidirektional verstärkt mit Poly-(L-Lactid)-fasern (53/3511'2 Gewichtsprozent einer Matrix aus Polymer-Hydroxyapatit-Polymerfaser), gefertigt. Die Dreipunktbiegefestigkeit (Nachgabe) betrug 69,8 MPa und der entsprechende Modul 5,8 GPa, wobei bei 5 keiner Probe ein Bruch festgestellt werden konnte (biegsames Verhalten). Diese Ergebnisse wurden verglichen mit den Resultaten von ähnlich dimensionierten Proben ohne Faserverstärkung, formgepresst aus (1) einfachem PLDLA 95/5 und aus (2) Pulvermischung aus PLDLA 95/5 und Hydroxyapatit (60/40 Gew.- %). Diese Proben zeigten Dreipunktbiegefestigkeiten (maximal) und Dreipunktbiegemodule von (1): 38,0 MPa und 3,9 GPa bzw. (2): 26; 8 MPa und 5,0 GPa. Diese Proben brachen beim Biegen ohne nachzugeben und zeigen daher ein sprödes Frakturverhalten.

Beispiel 2

Platten einer Größe wie in Beispiel 1 wurden hergestellt durch Formpressen einer Mischung aus Poly-(L,D-Lactid) (85/15 LID Verhältnis) und Hydroxyspatit mit einer Partikelgröße von 60 um, unidirektional verstärkt mit Poly-(L-Lactid)-fasern. Poly-(L,D-Lactid) und Hydroxyapatit wurden zuvor zu einer Filmform schmelzgemischt. Das Komposit bestand aus 48/21/31 Gew.-% einer Polymerhydroxyapatit-Polymer-Faser-Matrix. Die Dreipunktbiegefestigkeit (Nachgabe) und -module lagen bei 116,6 MPa und 6,1 GPa, wobei kein Probenbruch festgestellt werden konnte.

Beispiel 3

Platten mit einer Größe von ungefähr 50 · 10 · 1 mm wurden durch Formpressen aus einem unidirektionalen Prepreg-Material auspoly-(L,D-Lactid) (85115 LID Verhältnis), Hydroxyapatit und Poly-(L-Lacitd)-Fasern hergestellt. Die Verhältnisse der Komponenten untereinander variierten von 3 bis 16 Gew.-%, 15 bis 50 Gew.-% und 48 bis 58 Gew.-%. Die dreidimensionale Biegefestigikeit (Nachgabe) und -module hingen von den Konzentrationen der Komposite ab. Typische mechanische Eigenschaften sind in der Tabelle 3 aufgeführt. Es wurde kein Probenbruch festgestellt und das Verhalten war biegsam. Tabelle 3

Beispiel 4

Platten einer Größe wie in Beispiel 3 wurden durch Formpressen eines Prepreg Materials aus Poly-(L, D-Lactid) (85/15 L/D Verhältnis)" Hydroxyapatit und Poly-(L-Lactid)-Fasern hergestellt. Die Verhältnisse der Komponenten 5 untereinander betrugen 4 Gew.-%, 15 Gew.-% und 81 Gew.-%. Drei Typen an Proben mit unterschiedlichen Prepreg-Lagenfolgen von 0º/0º/0º/0º/0º, 0º/45º/0º/-45º/0º sowie 0º/0º/90º/0º/0º wurden hergestellt. Die Dreipunktbiegefestigkeit (Nachgabe) und -module lagen bei 135,9 MPa und 9,5 GPa, 140,1 MPa und 10,1 GPa bzw. 131,0 MPa und 9,3 GPa, wobei kein Probenbruch festgestellt werden konnte.

Beispiel 5

Die Oberflächen von drei verschiedenen Proben wurden durch Fourier Transform Infrarotspektroskopie untersucht. Die Proben waren:
a) Hydroxyapatit
b) Hydroxyapatit-Poly-(D, L-Lacitd)-Poly-(L-Lactid)-Komposit
c) Poly-(D, L-Lactid) -Poly-(L-Lacitd)-Komiposit.
Die Spektren dieser Proben sind in der Fig. 2 wiedergegeben. Mit den Proben b und c konnten übereinstimmende Peaks detektiert werden, welche Polylacitid-Peaks sind. Ferner ergeben die Proben a und b übereinstimmende Peaks, welche charakteristisch für Calciumphosphatverbindungen sind. Die Bioaktivität der Komposite gemäß der vorliegenden Erfindung sind auf das Hydroxyapatit auf der Oberfläche zurückzuführen.

Beispiel 6

Platten in der Größe wie in Beispiel 3 wurden durch Pressformen von unidirektionalem Prepreg-Material von racemischen Poly-(D,L-Lacitd), Tricalciumphosphat mit einer durchschnittlichen Partikelgröße von 70 um und Polyglycolidfasern hergestellt. Die Verhältnisse der Komponenten untereinander variierten von 5 Gew.-%, 20 Gew.-% bzw. 75 Gew.-%. Die dreidimensionale Biegefestigkeit (Nachgabe) und -module betrugen 195 MPa und. 14,2 GPa, wobei kein Probenbruch festgestellt werden konnte.

Beispiel 7

Platten in der Größe wie in Beispiel' 3 wurden durch Pressformen von einem Prepreg-Material, gefertigt aus racemischem Poly-(D,L-Lacitd), Hydroxyapatitpulver mit einer durchschnittlichen Partikelgröße von 100 um und der Faser gefertigt aus Poly-(L-Lacitd) und Poly-(C, D-Lacitd) (96/4) Fasern, hergestellt. Die Verhältnisse der Komponenten untereinander variierten von 5 Gew.-%, 20 Gew.-% bzw. 75 Gew.-%. Die Dreipunktbiegefestigkeit (Nachgabe) 5 und -module lagen bei 150 MPa bzw. 11,8 GPa, wobei kein Probenbruch festgestellt werden konnte. Muster zeigten ähnliche mechanische Eigenschaften sowohl in der Ketten- als auch in der Schussrichtung der Faser.

Beispiel 8

Platten einer Größe wie in Beispiel 1 wurden durch Pressformen einer Mischung aus Poly-(Orthoester) und Hydroxyapatit mit einer durchschnittlichen Partikelgröße von 80 um, unidirektional verstärkt mit Poly-(Orthoester)- Fasern hergestellt. Poly-(Orthoester)-Matrix und Hydroxyapatit wurden zuvor zu einer Filmform schmelzgemischt. Das Komposit bestand aus 50/20/30 Gew.-% einer Matrix aus Polymerhydroxyapatit-Polymerfasern. Die Dreipunktbiegefestigkeit (Nachgabe) und -module lagen bei 105 MPa bzw. 9,7 GPa, wobei kein Probenbruch festgestellt werden konnte.

Beispiel 9

Platten einer Größe wie in Beispiel 3 wurden durch Pressformen aus einem unidirektionalen Prepreg-Material aus einem Copolymer aus Poly(D,L-Lactid) und Poly-&epsi;-Caprolacton, Tricalciumphosphat mit einer durchschnittlichen Partikelgröße von 80 um und Poly-&epsi;-Caprolactonfasern hergestellt. Die Verhältnisse der Komponenten untereinander variierten von 16 Gew.-%, 30 Gew.-% bzw. 54 Gew.-%. Die Dreipunktbiegefestigkeit (Nachgabe) und -modul lagen bei 86 MPa und 3,4 GPa, wobei kein Probenbruch festgestellt werden konnte. Die Festigkeits- und Modulwerte waren geringer als die für Komposite auf Lactid-Basis, aber die Dehnung bis zur Nachgabe war wesentlich höher.

Beispiel 10

Platten in der Größe wie in Beispiel 1 wurden hergestellt durch Pressformen einer Mischung aus einem Copolymer von Poly-(Hydroxybutyrat)- Poly (Hydroxyvalerat) und einer Mischung aus Hydroxyapatit und Tricalciumphosphat (50/50) mit einer durchschnittlichen Partikelgröße von 120 um, unidirektional verstärkt mit Poly-(Hydroxybutyrat)-Fasern. Die Polymermatrix und die keramische Mischung wurden zuvor zu einer Filmform schmelzgemischt. Die Zusammensetzung bestand aus 30/30/40 Gew.-% einer Matrix Copolymer- Keramikmischung-Polymerfasern. Die Dreipunktbiegefestigkeit (Nachgabe) und -module lagen bei 122 MPa und 6,2 GPa, wobei kein Probenbruch festgestellt werden konnte.

Beispiel 11

Zwei Probensätze (Platten mit 5 mm Breite, 20 mm Länge und 0,9 mm Dicke) wurden in das Rückgrat von Ratten (Subcurris) implantiert. Muster wurden aus Poly-L-Milchsäurefasern, Poly-D-L-Milchsäure-Matrix (mit LID- Venhältnis 85/15) und Hydroxyapatitpulver unter Verwendung des Prepreg- Herstellungsverfahrens gefertigt. Die Mengen der Komponenten untereinander betrugen 80 Gew.-%, 5 Gew.-% bzw. 15 Gew.-%. Die Platten bestanden aus 5 Prepreg-Schichten mit einer Schichtanordnung von 0º/0º/0º/0º/0º. Der mittlere Teilchendurchmesser des Hydroxyapatitpulvers betrug bei dem ersten Satz von Platten 7,43 um und in dem zweiten Satz von Platten 80 ± 20 um. Die Platten wurden durch Gammastrahlung einer Dosis von 2,5 MRads sterilisiert.
Fünf Tiere beider Probensätze wurden ein Jahr nach der Implantation getötet. In histologischen Studien konnte klar gesehen werden, dass das Gewebe in und um die Kompositplatten mit feinerem Hydroxyapatitpulver herum signifikant mehr Riesenzellen als das Gewebe der Vergleichstiere enthaltend Kompositplatten mit raueren Hydroxyapatitpartikeln aufwies. Folglich konnte gezeigt werden, dass rauere Hydroxyapatitpartikel biokompatibler sind.

TABELLE 1

(geeignete resorbierbare Polymere für Biokomposite)
Polymer
Polyglycollid (PGA)
Copolymere aus Glycoliden:
Glycolid/L-Lactidcopolymere (PGAIPLLA)
Glycolid/Trimethylencarbonat Copolymere (PGAITMC)
Polylactide (PLA)
Stereocopolymere von PLA:
Poly-L-Lactid (PLLA)
Poly-D,L-Lactid (PDLLA)
L-Lacfid/D,L-Lactid Copolymere
Copolymere aus PLA:
Lactid/Tetramethylglycolid Copolymere
Lactid/Trimethylencarbonat Copolymere
Lactid/δ-Valerolakton Copolymere
Lactid/&epsi;-Caprolakton Copolymere
PLA/Polyethylenoxid Copolymere
Polydepsipeptide
Unsymmetrische 3,6-substituierte Poly-1,4-dioxan-2,5-dione
Poly-β-hydroxybutyrat (PHB)
Poly-p-hydroxyvalerat Copolymere (PHB/PMV)
Poly-β-hydroxypropionat (PHPA)
Poly-p-dioxanon (iPDS)
Poly-δ-valerolakton
Poly-&epsi;-caprolakton
Methylmethacrylat-N-Vinylpyrrolidon Copolymere
Polyesteramide
Polyester von Oxalsäure
Polydihydropyrane
Polyalkyl-2-Cyanoacrylate
Polyurethane (PU)
Polyvinylalkohol (PVA)
Polypeptide
Poly-β-maleinsäure (PM LA)
Poly-β-alkansäuren
Polacarbonate
Polyorthoester
Polyphosphate

TABELLE 2

(geeignete Biokeramiken und Gläser für Biokomposite)
Hydroxyapatit
Tricalciumphosphat
Andere Calciumphosphate
Bioglass®
Ceravital®
Aluminium
Zirkonium
Bioaktives Gel-Glas
Bioaktives Gläser
Alpha Wollastonit Glaskeramik

Claims

1. Ein bioabbaubares sowie bioaktives Kompositmaterial für chirurgische Osteosyntheseanwendungen, umfassend: wenigstens eine resorbierbare polymere Matrixkomponente, wenigstens ein resorbienbares polymeres Verstärkungselement und wenigstens ein keramisches Verstärkungselement.

2. Ein Verfahren zur Herstellung eines bioabbaubaren sowie bioaktiven Kompositmaterials nach Anspruch 1, umfassend die Schritte:

a) Auswählen wenigstens eines ersten resorbierbaren Polymers für die Matrix;

b) Auswählen wenigstens einer Biokeramik zur Verwendung als keramisches Verstärkungselement;

c) Vermischen des ersten Polymers und der Biokeramik zur Bildung einer ersten Mischung;

d) Auswählen wenigstens eines zweiten resorbierbaren Polymers in einer Faserform zur Verwendung als polymeres Verstärkungselement;

e) Plazieren des zweiten Polymers in eine gewünschte Formung;

f) Vereinigen der ersten Mischung von Schritt (c) und der Formung von Schritt (e), um eine zweite Mischung hervorzubringen; und

g) Wärme- oder Druckaussetzen der zweiten Mischung von Schritt (f), um ein bioabbaubares sowie bioaktives Kompositmaterial hervorzubringen.

3. Das Kompositmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das keramische Verstärkungselement aus einer stabilen oder abbaubaren Biokeramik oder Bioglas besteht.

4. Das Kompositmaterial nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das keramische Verstärkungselement eine Partikelgröße zwischen 2 um und 150 um aufweist.

5. Das Kompositmaterial nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das keramische Verstärkungselement eine Partikelgröße zwischen 2 um und 5100 um aufweist.

6. Das Kompositmaterial nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das keramische Verstärkungselement eine Partikelgröße zwischen 60 um und 150 um aufweist.

7. Das Kompositmaterial nach einem der Ansprüche 2 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die keramischen Verstärkungselemente zwischen 20 und 60 Volumenprozent des gesamten Kompositmaterials umfassen.

8. Das Kompositmaterial nach einem der Ansprüche 1 und 3 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass das resorbierbare polymere Verstärkungselement aus einem wenigstens teilweise orientierten oder fibrillierten bioabbaubaren oder bioerodierbaren Polymer in Faserform besteht.

9. Das Kompositmaterial nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser des resorbierbaren polymeren Verstärkungselementes zwischen 4 um und 800 um beträgt.

10. Das Kompositmaterial nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser des resorbierbaren polymeren Verstärkungselementes zwischen 20 um und 500 um beträgt.

11. Das Kompositmaterial nach einem der Ansprüchen 1 und 3 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Kompositmaterial wenigstens ein Oberflächenmodifizierungsmittel enthält.

12. Das Kompositmaterial nach einem der Ansprüchen 1 und 3 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Kompositmaterial wenigstens ein pharmazeutisch aktives Agens enthält.

13. Das Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Biokeramik eine Partikelgröße zwischen 2 um und 150 um aufweist.

14. Das Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Biokeramik eine Partikelgröße zwischen 2 um und 100 um aufweist.

15. Das Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Biokeramik eine Partikelgröße zwischen 60 um und 150 um aufweist.

16. Das Verfahren nach einem der Ansprüche 2 und 13 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Biokeramik zwischen 20 und 60 Volumenprozent des gesamten bioabbaubaren Komposits umfasst.

17. Das Verfahren nach einem der Ansprüche 2 und 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass das zweite Polymer in einer Faserform aus einem wenigstens teilweise orientierten oder fibrillierten bioabbaubaren oder bioerodierbaren Polymer besteht.

18. Das Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser des zweiten Polymers in einer Faserform zwischen 4 um und 800 um beträgt.

19. Das Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser des zweiten Polymers in einer Faserform zwischen 20 um und 500 um beträgt.

20. Das Verfahren nach einem der Ansprüche 2 und 13 bis 19, des weiteren umfassend den Schritt der Zugabe wenigstens eines Oberflächenmodifizierungsmittels zu dem bioabbaubaren Komposit.

21. Das Verfahren nach einem der Ansprüche 2 und 13 bis 19, des weiteren umfassend den Schritt der Zugabe wenigstens eines pharmazeutisch aktiven Agens zu dem bioabbaubaren Komposit.