-
Die
Erfindung betrifft die Herstellung künstlichen Knochens in Form
eines porösen
Blocks aus Calciumphosphat oder anderem keramischen Pulver. Insbesondere
betrifft die Erfindung ein neues Herstellungsverfahren zur Erzeugung
eines guten künstlichen
Knochentransplantationsmaterials mit einer steuerbaren porösen Struktur.
Es kann dazu verwendet werden, um Eigentransplantationsmaterial
und Fremdtransplantationsmaterial für orthopädische Operationen einschließlich der
Wirbelwiederherstellung, der muscoloskeletalen Rekonstruktion, der
Behandlung von Knochenbrüchen,
der Rekonstruktion von Hüfte
oder Knie, von Knochenvergrößerungsverfahren
und der oralen/maxillofazialen Chirurgie zu ersetzen.
-
Gegenwärtig wird
der europäische
Markt für
Knochentransplantationsmaterial durch Eigentransplantationsmaterial
(Knochen, der einem Teil des Körpers
entnommen und einem anderen Teil desselben Körpers eingepflanzt wird) sowie
von Fremdtransplantationsmaterial (Knochen, der einem Individuum
entnomen und einem anderen Individuum eingepflanzt wird) dominiert.
Bei einem Verfahren mit Eigentransplantationsmaterial wird das Knochenmaterial
dem Patienten typischerweise aus dem Beckenknochen entnommen. Zwei
Operationen müssen
gleichzeitig durchgeführt
werden. Der Patient hat den Vorteil, daß in dem Gebiet des Defekts verträgliche lebende
Zellen tätig
sind. Die Nachteile können
jedoch beträchtlich
sein. Unter ihnen sind zu nennen: chronische, häufig entkräftende Schmerzen, die von der
Entnahmeoperation herrühren,
Blutverlust, Infektionsrisiko sowie langer Krankenhausaufenthalt
und lange Erholungszeit. Die zweite Operation erhöht außerdem die
Kosten beträchtlich.
-
Bei
einer Verwendung von Fremdtransplantationsmaterial werden normalerweise
Knochen von einem toten Spender eingesetzt. Während dies die Notwendigkeit
eines zweiten opera tiven Eingriffes beseitigt, kann der transplantierte
Knochen mit dem Knochen des Empfängers
unverträglich
sein und schließlich
abgestoßen werden.
Die Transplantation von Fremdmaterial führt auch zu einem leichten,
jedoch Sorge bereitenden Risiko des Einschleppens einer Anzahl von
Viren einschließlich
solcher, die Aids oder Hepatitis hervorrufen, in den Körper des
Patienten. Daher bemühte
man sich ausgiebig, ein bio-kompatibles, künstliches Knochentransplantat
zu entwickeln.
-
Hintergrund
der Erfindung
-
Im
Handel erhältliche,
künstliche
Knochentransplantate bestehen üblicherweise
aus keramischem Material auf der Grundlage von Calciumphosphat (dem
hauptsächlichen
anorganischen Material des menschlichen Knochens) und weisen eine
poröse
Struktur auf, die der menschlichen Spongiosa ähnelt. Viele von ihnen stammen
von Tieren (Kälbern)
oder von Meerestieren (Korallen). Sie sind dazu gedacht, eine zusammenhängende makroporöse Struktur
und ein intensives Knochenleitvermögen zu liefern, um das Knochengewebe des
Empfängers
zu regenerieren und zu heilen. Doch bietet keines von ihnen die
biomechanischen und osteo-integrativen Eigenschaften, die denen
des Goldstandards des Eigentransplantationsmaterials gleichkommen.
-
Diese
künstlichen
Knochentransplantationsmaterialien besitzen normalerweise eine zusammenhängende makroporöse Struktur,
typischerweise mit einem Durchmesser von 100 bis 500 μm, die eine
Rahmenstruktur für
den Empfängerknochen
darstellt, innerhalb deren er sich regeneriert, wobei die Ausheildauer vermindert
wird. Die Porengröße der porösen Struktur
ist für
das Knochenleitvermögen
von ausschlaggebender Bedeutung. Gemäß in-vitro und in in-vivo Versuchen
liegt die richtige Porengröße für das Einwachsen
von Knochengewebe um 200 bis 300 μm.
Wenn die Porengröße geringer als
100 μm ist,
kann sich das Knochengewebe auf der Oberfläche ansammeln, ohne daß es in
den Knochen hineinwandert. Nach der Implantation muß das Knochentransplantat
allmählich
abgebaut und durch den wachsenden Knochen ersetzt werden. Es muß ein Knochenersatz
an der Stelle des schadhaften Knochens durch die eigene osteogene
Aktivität
des Empfängers
erfolgen. Jedoch erfordert der Abbau, daß die Knochenersatzmaterialien
mikroporös
sind und einen Porendurchmesser von 1 bis 5 μm aufweisen. Der Auflösungsprozess
des abbaubaren Knochentransplantationsmaterials findet in zwei Stufen
statt: der extrazellulären
Auflösung
der Hälse
zwischen aneinandergesinterten Teilchen und der intrazellulären Phagozytose
der auf diese Weise isolierten Teilchen. Die erste Stufe wird in
getemperten biokeramischen Materialien unmöglich und in denjenigen porösen, künstlichen
Knochentransplantatmaterialen mit einer dicken Verbindungswand sehr
schwierig, weil es keine dünnen
Hälse gibt,
die die Zellen angreifen können.
-
Im
Handel erhältliche
künstliche
Knochentransplantatmaterialien weisen üblicherweise eine zufällige Verteilung
der Porengrößen und
keine beobachtbare bevorzugte Orientierung der zusammenhängenden
porösen
Strukturen auf. Die Struktur besitzt die Möglichkeit, die Gefäßbildung
nach einer bestimmten Zeitdauer in-vivo zu verhindern, und die Mitte
des Kochentransplantats bleibt üblicherweise
knochenfrei. Wenngleich die meisten im Handel erhältlichen
Knochentransplantationsmaterialien eine der mineralischen Phase
des lebenden Knochens ähnliche
chemischen Zusammensetzung aufweisen, ist das Transplantat nicht
für eine
Anwendung im großen
Maßstab
oder als Dauerersatz geeignet, da nach der Operation keine Nährstoffe
durch das künstliche
poröse
Knochentransplantat strömen
können.
-
US-5278007
beschreibt ein Verfahren zur Herstellung einer porösen Keramik
mit orientierten Poren längs
einer gemein samen Achse aus einem Gemisch, das keramisches Pulver,
ein Bindemittel und ein porenbildendes Mittel enthält.
-
US-4973566
betrifft ein Verfahren zur Herstellung einer porösen keramischen Verbindung
aus einem Gemisch, das aus einem anorganischen keramischen Pulver,
einem porenbildenden Material, einem Bindemittel und Wasser besteht,
wobei eine extrudierbare Paste gebildet wird. Das Gemisch wird einer
Trocknungsstufe unterworfen, um das porenbildenden Mittel nach dem
Extrudieren zu verdampfen, sowie einem Sinterschritt am Ende unterzogen.
-
Aus
US-4073999 ist ein Verfahren zur Herstellung von poröser Keramik
bekannt, die sich als Knochenergänzungsmaterial
eignet, welches ein keramischen Pulver, wie Calciumphosphat, ein
organisches Bindemittel, wie Acryllatex, und ein porenbildenden
Mittel, wie Wasser, enthält.
Nach Bildung der porösen
Keramik durch Verdampfen des porenbildenden Mittels durch Wärmeeinwirkung
wird das poröse
Produkt, in dem mindestens ein Teil der Poren entlang einer gemeinsamen
Achse ausgerichtet ist, gesintert.
-
Aus
EP 0335359 ist ein Verfahren
zur Herstellung eines porösen
keramischen Materials bekannt, welches als künstlicher Knochen verwendet
werden kann, wobei ein keramisches Rohmaterial, wie beispielsweise Apatit
oder Hyroxylapatit, mit einem Bindemittel, welches auch ein porenbildendes
Mittel ist, aus der Gruppe aus kondensierten cycloaliphatischen
Kohlenwasserstoffen und halogenierten aromatischen Kohlenwasserstoffen
vermischt, das Gemisch in einer monoaxialen Druckformmaschine unter
Herstellung einer Paste, in der mindestens ein Teil des porenbildenden
Mittels längs
einer gemeinsamen Achse ausgerichtet ist, verformt, das erhaltene
grüne kompakte
Material unter Herstellung eines porösen Produktes erhitzt und das
poröse
keramische Endmaterial gesintert wird.
-
Aus
US-5705118 ist ein Verfahren zur Herstellung eines porösen keramischen
Körpers
bekannt, bei dem ein keramisches Gemisch hergestellt wird, welches
keramisches Pulver, wie beispielsweise Calciumphosphat, ein Bindemittel,
wie beispielsweise Gluten oder Agar sowie ein porenbildenden Mittel
wie beispielsweise Hefe oder Natriumbicarbonat enthält. Das
porenbildende Mittel wird unter Erwärmen verdampft, so daß man einen
porösen
Körper
erhält,
in den mindestens ein Teil des porenbildenden Mittels längs einer
gemeinsamen Achse ausgerichtet ist, und das poröse Produkt wird zum Schluß einer
Sinterstufe unterzogen. Dieses Verfahren führt zu einer knochenartigen
Struktur mit einer Porositätsverteilung,
die derjenigen eines natürlich
vorkommenden Knochens stark ähnelt.
-
Die Erfindung
-
Die
Erfindung liefert ein neues Herstellungsverfahren, das zu einer
einzigartigen und äußerst flexiblen porösen Struktur
führt.
Keine biologischen Materialien müssen
im Endprodukt enthalten sein. Es kann menschliche Spongiosa in großem Ausmaß nachahmen,
und die Porengröße kann
von wenigen μm
bis mehreren Millimetern variieren. Das Verfahren erlaubt eine steuerbare
Porengröße, Form
und Porenorientierung. Es können
zahlreiche, unterschiedlich große,
zusammenhängende,
röhrenartige
Poren (mit bevorzugter Orientierung) erzeugt werden, um das Einwachsen
des Knochens und die Gefäßbildung
rasch durch die gesamte Struktur zu führen. Die poröse Struktur
kann eine dünne
Wand besitzen, was es für
Osteoblasten einfacher macht, sich anzuheften und die Mineralisierung
zu stimulieren. Die Größe und Gestalt
des Knochenimplantatmaterials kann beispielsweise durch ein Formverfahren
eingestellt werden oder durch den chirurgischen Orthopäden während der
Operation mit Werkzeugen, wie beispielsweise einer Diamantschleifscheibe
oder einem Hochgeschwindigkeitsbohrer, gestaltet werden.
-
Gegenstand
der Erfindung ist ein Verfahren zur Herstellung künstlichen
Knochens, welches umfaßt:
- (i) Ein Gemisch aus fein verteiltem bio-kompatiblen,
keramischen Pulver, einem organischen Bindemittel und einer Hefe
in einer inerten Flüssigkeit
zu einem Körper
ausbilden und mindestens einen Teil der Hefe sich längs einer
gemeinsamen Achse ausrichten zu lassen,
- (ii) gewünschtenfalls
den erhaltenen Körper
zu verformen,
- (iii) die Hefe in dem Körper
eine poröse
Struktur ausbilden zu lassen,
- (iv) den Formkörper
auf eine Temperatur zu erhitzen, die ausreicht, um die poröse Struktur
zu fixieren, und
- (v) den Körper
weiter zu erhitzen, um Rückstände des
organischen Bindemittels und der Hefe zu entfernen und ihn zu verschmelzen.
-
Einzelbeschreibung der
Erfindung
-
Nachdem
die Erfindung in allgemeiner Form beschrieben worden ist, wird sie
im folgenden unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert, worin
die Figur ein Fließschema
eines typischen Verfahrens gemäß der Erfindung
darstellt.
-
Die
entscheidenden Bestandteile des Verfahrens ist die Verwendung des
bio-kompatiblen, keramischen Pulvers, des organischen Bindemittels
und des porenbildenden Mittels. Das keramische Pulver kann jedes
beliebige keramische Material sein, welches bio-kompatibel ist.
Beispielsweise kann es ein mechanisches keramisches Material sein,
damit das erhaltene künstliche
Knochentransplantatmaterial eine hinreichende Festigkeit besitzt.
Materialien, die verwendet werden können, sind Zirkondioxid und
Aluminiumoxid. Es ist jedoch bevorzugt, Calciumphosphat als keramisches
Material zu verwenden. Während
für diesen
Zweck sämtliche
medizinischen Grade von Tricalciumphosphat einschließlich α-Tricalciumphosphat
(TCP), β-TCP
und Hydroxylapatit (HA) Ca10(PO4)6(OH)2 verwendet
werden können,
ist es bevorzugt, HA für
Arbeiten in großem Maßstab zu
verwenden, da es stabiler ist. Es können Gemische aus bio-kompatiblen
Materialien verwendet werden, beispielsweise Gemische aus Calciumphosphat-Keramikmaterial
und Aluminiumoxid oder Zirkondioxid. Außerdem können geringe Mengen an Siliciumdioxid
und an einer organischen Zinkverbindung, beispielsweise bis zu 5
Gewichtsprozent, in das Pulver eingearbeitet werden, um das Knochenleitvermögen zu erhöhen.
-
Es
ist bevorzugt, daß das
keramische Pulver homogen verteilt wird. Je kleiner die Teilchen
sind, um so größer wird
die Oberfläche
und daher die Neigung eines Teilchens, von der Flüssigkeit
benetzt zu werden; dies erleichtert auch das Sintern am Ende. Allgemein überschreitet
das Pulver nicht einen mittleren Durchmesser von etwa 100 μm. Bevorzugte
Pulver besitzen somit einen mittleren Teilchendurchmesser von 1
nm bis etwa 50 μm,
beispielsweise 0,1 bis 10 μm.
-
Das
organische Bindemittel muß das
keramische Pulver zusammenhalten, um eine dicht gepackte Struktur
mit vielen Kontaktpunkten zwischen den einzelnen Keramikteilchen
und Lücken
an den Zwischenräumen,
wo die inerte Flüssigkeit
bleibt, zu bilden. Die genaue Art des organischen Bindemittels ist
nicht von ausschlaggebender Bedeutung, vorausgesetzt, daß beim Brennen
kein Rückstand
bleibt; es ist im allgemeinen fest. Es wurde gefunden, daß Kohlenhydratpulver
besonders geeignet sind, insbesondere Maismehl oder Weizenmehl,
jedoch können
auch andere organische Materialien, wie beispielsweise natürlich extrahierte
Stärke, eingesetzt
werden. Der Fachmann weiß,
welche alternativen Materialien verwendet werden könnten. Das
Bindemittel muß in
die Aufschlämmung
als Pulver eingebracht werden.
-
Das
porenbildende Mittel ist vorhanden, um Poren in dem Körper, der
aus dem keramischen Pulver und dem Bindemittel hergestellt worden
ist, auszubilden. Dies wird im allgemeinen durch die Entwicklung
von Gas aus dem porenbildenden Mittel erzielt. Geeignete porenbildende
Mittel sind Mikroorganismen, wie Pilze, beispielsweise Hefezellen.
-
Die
Aufschlämmung
wird in einer inerten Flüssigkeit
gebildet, das heißt,
die Flüssigkeit
darf weder mit dem porenbildenden Mittel bei Raumtemperatur noch
mit dem keramischen Bindemittel reagieren. Typischerweise ist die
inerte Flüssigkeit
Wasser, insbesondere entionisiertes Wasser, obwohl auch eine organische
Flüssigkeit,
wie Ethanol, verwendet werden kann.
-
Bei
einer bevorzugten Durchführungsform
von Stufe (i) wird zunächst
eine Aufschlämmung
aus dem keramischen Pulver hergestellt und danach das organische
Bindemittel und das porenbildende Mittel zugesetzt (Stufen 1 und 2 in
der Zeichnung). Jedoch können
das keramische Pulver, das organische Bindemittel und das porenbildende
Mittel auch vermischt und danach das flüssige Lösungsmittel zugesetzt werden.
Bei einer bevorzugten Durchführungsform
wird zunächst
eine Aufschlämmung
aus Calciumphosphat-Keramikmaterial hergestellt, indem man das Calciumphosphat
mit Wasser oder einer anderen inerten Flüssigkeit vermischt. Um die
Dispergierung zu unterstützen,
ist es bevorzugt, ein Dispergiermittel zuzusetzen, um sicherzustellen,
daß das
keramische Pulver gleichmäßig durch
die Aufschlämmung
verteilt wird. Typische Dispergiermittel, die für diesen Zweck verwendet werden
können,
sind beispielsweise Säure-/Basen-Lösungen und
Polymerisate, wie beispielsweise Phosphate und Acrylatpolymerisate.
Bevorzugte Dispergiermittel sind Ammoniak, Phosphorsäuren, wie
beispielsweise Orthophosphorsäure,
oder ein Ammoniumsalz eines Polyacrylats oder Polymethacrylats,
wie bei spielsweise Ammoniumpolyacrylat und Ammoniumpolymethacrylat.
-
Es
ist dann weiter bevorzugt, die Aufschlemmung zu vermahlen, gewünschtenfalls
mit einer Mahlhilfe, wie beispielsweise Kugeln oder Zylinder aus
Aluminiumoxid, rostfreiem Stahl oder Wolframcarbid. Diese Mahlhilfsmittel
werden natürlich
nach dem Vermahlen entfernt.
-
Bei
einer bevorzugten Durchführungsform
wird das Vermahlen in einer Zylindermühle vorgenommen, die typischerweise
mit Gummi ausgekleidet ist. Üblicherweise
wird die verschlossene Zylindermühle
mit niedriger Geschwindigkeit mehrere Stunden lang rotieren gelassen,
um eine hochdichte und gut dispergierte keramische Aufschlemmung
zu erzielen. Es ist im Allgemeinen bevorzugt, daß das Vermahlen mindestens
eine stunde bis etwa 50 Stunden dauert, um die Größe des Pulvers
zu optimieren. Selbstverständlich
kann die Größe der Pulverteilchen
in der Aufschlemmung die Größe der Poren
bestimmen, da die poröse
Struktur aus einer Reihe kompakter, unregelmäßiger Keramikteilchen besteht,
die an ihre Nachbarteilchen während
des letzten Schrittes des Verfahrens angeschmolzen sind.
-
Im
allgemeinen wird danach das Kohlenhydrat-Pulver und das porenbildende
Mittel allmählich
der Aufschlemmung zugesetzt, um ein hochviskoses elastisches Material
herzustellen. Es ist bevorzugt, daß das Vermischen in einer geschlossenen
Sauerstoffkammer stattfindet, um sicherzustellen, daß die vermischten
Materialien reich an Sauerstoff sind, damit das porenbildende Mittel
regieren kann. Die Menge an Bindemittel bestimmt die elastischen
Eigenschaften des Gemisches, während
die Menge an porenbildendem Mittel die Gesamtporosität des Endproduktes
steuert.
-
Selbstverständlich hängen die
genauen Bedingungen, die in Stufe (iii) angewandt werden, von der
Natur des porenbildenden Mittels ab. Wenn Hefe verwendet wird, ist
es somit allgemein notwendig, daß eine Nahrungsquelle vorhanden
ist, wie beispielsweise eine geringe Menge Zucker, um den Stoffwechsel
zur Erzeugung von Kohlendioxid anzuregen. Allgemein verursacht ein
Erhöhen
der Temperatur des Körpers
die Reaktion des porenbildenden Mittels, die zur Gasentwicklung
führt.
Die porenbildende Stufe kann beschleunigt werden, wenn man die Temperatur
und bzw. oder den Druck erhöht,
jedoch muß dafür Sorge
getragen werden, sicherzustellen, daß die Temperatur unter dem
Wert gehalten wird, bei dem die Hefe abgetötet wird. Allgemein verursacht
eine Temperatur von 28 bis 30° C,
daß die
Hefe Poren bildet. Jedoch ist gefunden worden, daß höhere Temperaturen,
beispielsweise bis 40°C,
toleriert werden können,
wenn eine größere Menge
an Hefe verwendet wird – ein
Teil davon bleibt am Leben. Die Porengröße wird in großem Ausmaße durch
die Temperatur und die Menge des verwendeten porenbildenden Mittels
bestimmt. Die Verwendung einer verschlossenen Sauerstoffkammer unterstützt die
Reproduzierbarkeit des Verfahrens, wenngleich natürlich das
Vermischen auch einfach an der Luft durchgeführt werden kann.
-
Die
Menge an verwendeten keramischem Pulver muß allgemein so groß wie möglich sein.
Typischerweise verwendet man 80% des Gesamtgewichtes an keramischem
Pulver, 19% an Kohlenhydrat und ewta 1% an Hefe. Allgemein liegen
die verwendeten Mengen bei 50 bis 90 Gewichtsprozent keramischem
Pulver, 5 bis 50 Gewichtsprozent Bindemittel und 0,5 bis 5% Gewichtsprozent,
vorzugsweise 0,5 bis 3 Gewichtsprozent an porenbildendem Mittel.
Natürlich
hängt die
genaue Menge an porenbildendem Mittel von der Natur des Mittels ab.
-
Mit
der Zeit nimmt die Größe der Poren
zu, vorausgesetzt, daß eine
hinreichende Menge an porenbildendem Mittel vor handen ist. Idealerweise
beträgt
die Porengröße etwa
200 bis 300 μm.
Wenn die Porengröße beträchtlich
geringer als diese Werte ist, kann es sein, daß nicht hinreichend Platz für die Osteoblasten
ist, um einzuwachsen. Wenn außerdem
gewünscht
wird, die Poren in beliebiger Weise zu füllen, wie weiter unten erörtert, müssen sie
etwas größer als
die ideale Porengröße sein,
da sonst die Moleküle
nicht durch die Poren festgehalten werden.
-
Der
Körper
nimmt auf dieser Stufe ein teigartiges Aussehen an, das heißt er hält seine
Form.
-
Vorzugsweise
vor dem gewünschtenfalls
eingeschalteten Verformungsschritt (ii) wird das Produkt in einen
Extruder oder ein anderes Gerät überführt, um
den notwendigen Raum und die Größe für die Verformungsstufe
(Stufe 3 in der Figur) zu gewährleisten. Das Ziel der Extrudierstufe
besteht darin, die gewünschte Porenform
und -orientierung der endgültigen
porösen
Struktur herzustellen. Durch Anwendung unterschiedlicher Extrudierkräfte und
unterschiedlicher Formen der Vorderform kann das Material in jede
beliebige geometrische Form mit der gewünschten Ausrichtung, wie beispielsweise
linear in senkrechter oder waagerechter Ebene, als Hohlrohr, als
vernetzte Matrix oder als Spiralform der Poren verformt werden.
Das porenbildende Mittel dehnt sich längs der Extrudierrichtung aus
und erzeugt schließlich
die gewünschte
Porenorientierung, das heißt,
die Ausrichtung längs
einer gemeinsamen Achse. Selbstverständlich muß der Körper eine hinreichende Viskosität, wie beispielsweise
in einem teigartigen Körper
vorhanden, aufweisen, um diese Ausrichtung zu ermöglichen.
Manchmal kann dies einfach durch Strecken erzielt werden. Ein besonderer
Vorteil besteht darin, daß ein
Mikroorganismus verwendet wird, damit gut miteinander verbundene
Poren gebildet werden können.
Im Gegensatz dazu erzeugen chemische Mittel allgemein Poren, die
nicht gut miteinander verbunden sind.
-
Wenngleich
die Extrudierstufe nicht notwendig ist, um eine Spongiosa oder eine
Rindenknochenstruktur nachzuahmen, ist sie im allgemeinen erforderlich,
wenn die künstlichen
Knochentransplantatmaterialien in Anwendungen verwendet werden sollen,
bei denen sie Belastungen aushalten müssen. Dies ist deswegen der Fall,
weil die natürlichen,
Belastung aushaltenden Knochen, wie beispielsweise der Oberschenkelknochen
und das Hüftgelenk,
einen röhrenartigen
Aufbau statt eines einfachen Spongiosaaufbaus aufweisen. Die Orientierung
dieser röhrenartigen
porösen
Struktur folgt der Belastungsverteilung, was dazu führt, daß der Belastung aushaltende
Knochen stärker
ist als der Knochen in einer Rippe.
-
Das
Gemisch wird dann gewünschtenfalls
verformt (Stufe 4 in der Figur). Vorzugsweise wird es in
einer Form verformt, die vorzugsweise verschlossen ist. Die dreidimensionale
Gestalt der Form kann mit computergestützten medizinischen, bildgebenden
Analysetechniken entworfen werden, so daß die Gestalt die Struktur
des beim Patienten fehlenden Knochens reproduzieren kann. Wenn der
Körper
in der Form eingeschlossen worden ist, kann die Temperatur der Form
erhöht
werden, um zu gestatten, daß das
porenbildende Mittel reagiert und die Poren ausbildet. Die Kraft,
die durch die Ausdehnung des porenformenden Mittels verursacht wird,
drückt
die Masse des keramischen Pulvers zusammen. Die Menge an porenbildendem
Mittel bestimmt zusammen mit der Verarbeitungsdauer und der Verarbeitungstemperatur
die Porendichte und die mechanische Festigkeit des Endproduktes.
Die gesamte Zeit, die bei der optimierten Verarbeitungstemperatur
erforderlich ist, um die Reaktion zu vervollständigen, beträgt typischerweise
30 bis 90 Minuten, vorzugsweise 40 bis 60 Minuten und insbesondere
etwa 45 Minuten je nach der Größe des Körpers.
-
Vor
Stufe (iv) ist es bevorzugt die Temperatur des Körpers unter den Gefrierpunkt
von Wasser zu senken, falls Wasser als inerte Flüssigkeit verwendet wird (Stufe 5 in
der Figur). Vorzugsweise wird die Temperatur der verschlossenen
Form auf etwa –5°C bis zur
Temperatur von flüssigem
Stickstoff gesenkt. Der Gefrierschritt kann verhindern, daß das porenbildende
Mittel weiter reagiert. Die Ausdehnung, die sich durch die Bildung
von Eis aus Wasser ergibt, verbessert die Porenstruktur weiter.
Die gefrorene Probe kann dann aus der Form herausgenommen werden.
-
Es
ist allgemein erforderlich, anschließend einen Teil der Flüssigkeit
aus dem Körper
zu entfernen, typischerweise durch Verdampfen. Dies kann in einer
Vakuumkammer durchgeführt
werden, wobei das Wasser oder die andere Flüssigkeit von der Oberfläche verdampft
und die Gradienten des hydrostatischen Drucks quer über die
kompakte Masse eine Triebkraft für
die Bewegung der Flüssigkeit
liefern. Die Flüssigkeit
strömt
aus dem inneren des Körpers
durch die porösen
Kanäle
an die Oberfläche,
wobei sie einen gleichmäßigeren
Druck erzeugt. Natürlicherweise
hängen
die Verarbeitungstemperatur, die Geschwindigkeit der Temperaturerhöhung, der
erniedrigte Druck und die Dauer der Sublimation von der Größe und Form
des Körpers
und der Natur der verwendeten Flüssigkeit
ab. Diese können
durch Routineexperimente bestimmt werden.
-
Das
Ziel der Stufe (iv) besteht darin, den Gegenstand (Stufe 6 in
der Figur) zu stabilisieren. Zu diesem Zweck ist es allgemein zweckmäßig, die
Atmosphäre,
(die trocken oder feucht sein kann), in die der Gegenstand plaziert
wird, typischerweise in einem Ofen, der vorzugsweise feuchtigkeitsgesteuert
ist, vorzuheizen. Eine Temperatur von etwa 100, 130 oder 150 bis
230° C ist
allgemein für
die Stabilisierung geeignet. Allgemein kann die Stabilisierung in
weniger als einer Stunde, allgemein in 5 bis 50 Minuten, beispielsweise
15 bis 45 Minuten, erzielt werden. Es wurde gefunden, daß die Verwendung
von Wasserdampf vorteilhaft ist, da die ser allgemein die Polymerisation
des organischen Bindemittels verursacht, ohne daß sich auf der Oberfläche der Probe
Mikrorisse ausbilden, die durch direktes Erhitzen verursacht werden
können.
Diese Risse können
während
des späteren
Temperns verbleiben und sich sogar vertiefen und daher die Produktivität stark
verringern.
-
Wenn
der Körper
einmal stabilisiert ist, kann er gewünschtenfalls maschinell bearbeitet
werden, um Unebenheiten zu beseitigen und bzw. oder die endgültige geometrische
Form des Gegenstandes herzustellen, so daß er der gewünschten
Form des künstlichen
Knochenimplantats entspricht.
-
In
Stufe (v) wird der Gegenstand erhitzt oder gebrannt, um das Bindemittel
und etwa verbliebenes porenbildenden Mittel zu eliminieren. Allgemein
ist zu diesem Zweck eine Temperatur von 400 bis 1000°C erforderlich.
Dies hängt
jedoch zu einem gewissen Ausmaß von
der Menge an verwendetem Bindemittel und von der angewandten Erhitzungsgeschwindigkeit
ab. Da diese Erhitzungsstufe typischerweise zur Entwicklung von Kohlenstoff
enthaltenden Gasen führt,
muß das
Erhitzen langsam durchgeführt
werden, um zu gestatten, daß diese
Gase durch die zusammenhängenden
porösen
Kanäle
aus dem künstlichen
Knochen hinausdifundieren. Wenn dies nicht eingehalten wird, könnten die
eingeschlossenen Gase einen Druck aufbauen, der ausreicht, um einen
internen Schaden in der kompakten porösen Struktur zu erzeugen. Allgemein
darf die Aufheizgeschwindigkeit nicht 10°C pro Minute übersteigen,
typischerweise beträgt
sie nicht mehr als 5°C
pro Minute und bei einer großen
Probe sogar nur etwa 1 oder 2°C
pro Minute.
-
Die
Stufe der Eliminierung des Bindemittels ist allgemein vervollständigt, wenn
kein kohlenstoffhaltiges Gas, das aus dem Gegenstand austritt, mehr
beobachtet werden kann.
-
Vorzugsweise
wird nach diesem Erhitzungsschritt die Probe anschließend bei
höherer
Temperatur, typischerweise bei etwa 1200 bis etwa 1450°C, getempert
oder gesintert, um die erforderliche biomechanische Festigkeit und
Bio-Kompatibilität
(Stufe 7 in der Figur) zu erzielen. Wiederum hängen Temperatur
und Erhitzungsdauer von der Größe der Probe
und der anfänglichen
keramischen Konzentration ab. Es muß darauf geachtet werden, daß nicht
eine zu hohe Temperatur angewandt wird, da diese zu einem Schmelzen
der kleinen zusammenhängenden
Poren führen
kann, mit dem Ergebnis, daß die
Markroporen anfangen, isoliert zu werden.
-
In
einigen Fällen
ist das Produkt, wenngleich es für
bestimmte Zwecke fest genug ist, für andere nicht zureichend fest.
Es wurde gefunden, daß die
Festigkeit des Produktes dadurch erhöht werden kann, daß man sie
in eine keramische Aufschlämmung
eintaucht, die aus keramischem Pulver, typischerweise Apatit, gebildet worden
ist, wenngleich es sich nicht um dieselbe handeln muß, wie sie
am Anfang verwendet worden ist. Die Aufschlämmung muß außerdem ein Dispergiermittel
enthalten, das gleich mit oder verschieden von dem ursprünglich verwendeten
ist. Zweckmäßigerweise
muß die
Aufschlämmung
vor der Verwendung vermahlen werden, um die Teilchengröße zu verringern,
beispielsweise von durchschnittlich 5 μm auf durchschnittlich 1 μm. Die Aufschlämmung kann
etwa 1 1/2 Stunden stehengelassen werden, um den großen Teilchen
Gelegenheit zu geben, sich abzusetzen. Geeignete Teilchen mit einer
durchschnittlichen Größe von etwa
unter 0,2 μm können aus
der gebildeten Suspension abgegossen werden.
-
Das
Eintauchen muß typischerweise
mindestens 0,5 Stunden unter konstantem Rühren der Aufschlämmung dauern.
Danach wird die Aufschlämmung
zweckmäßigerweise
aufgekochet, bis aus der Probe keine weiteren Luftblasen aufsteigen.
Dies dauert typischerweise 10 Minuten bis eine Stunde je nach Größe der Probe.
Dieses Verfahren stellt sicher, daß die Mikroporen der Probe
mit Apatitteilchen gepackt werden. Überschüssige Aufschlämmung und
Apatitteilchen können
durch Zentrifugieren (beispielsweise von 2500 bis 15000 UpM) durch
die zusammenhängende
markroporöse
Struktur entfernt werden. Dieses Eintauchen kann nötigenfalls
wiederholt werden. Danach kann die Probe erneut dem Tempern unterworfen
werden.
-
Eine
weitere Methode zur Verbesserung der mechanischen Festigkeit der
porösen
Struktur besteht darin, sie mit Polymerisat, vorzugsweise einem
biologisch abbaubaren Polymerisat, wie Polycaprolacton (PCL) zu
verstärken;
das Polymerisat wirkt als Füllstoff.
Zu diesem Zweck wird das Polymerisat in einem Lösungsmittel in einer Konzentration
von etwa 10 bis 50 Gewichtsprozent, typischerweise 20 bis 40 Gewichtsprozent gelöst, und
danach der Körper
5 Minuten bis 1e Stunde, beispielsweise 20 Minuten, eingetaucht.
Danach wird der Körper
entfernt und zentrifugiert, um überschüssige Lösung zu
entfernen. Es kann zweckmäßig sein,
dann die Probe zu erhitzen, um zu verursachen, daß Polymerisat,
welches die Poren blockiert, schmilzt. Diese Verfahren kann gewünschtenfalls
wiederholt werden.
-
Bei
einer bevorzugten Durchführungsform
der Erfindung kann ein Teil oder die Gesamtheit der Poren des künstlichen
Knochens als Arzneimittel-Abgabesystem mit gesteuertem Abgabemechanismus
verwendet werden. Dies kann allgemein dadurch erzielt werden, daß man den
künstlichen
Knochen in eine Lösung
des gewünschten
Zellwachstumsfaktors oder Arzneimittels eintaucht.
-
Gegenwärtig gibt
es keinen wirksamen Medikamenten-Abgabemechanismus,
um hergestellte hochmolekulare Proteine oder Enzyme in den Knochen
abzugeben. Gemäß der Erfindung
kann dies erzielt werden, weil die Größe des Knochentrans plantats
eingestellt werden kann, um das Molekül zu beherbergen. Auf diese Weise
können
hergestellte hochmolekulare Proteine oder Enzyme, die auf diese
Weise eingebracht worden sind, von dem Knochentransplantat abgegeben
werden, um das Einwachsen des Knochens anzuregen, und die poröse Matrix
kann die Osteoblastenzellen zur Proliferation und Differenzierung
führen.
Auf diese Weise können
Wachstumsfaktoren für
den Knocheneinwuchs einschließlich
des transformierenden Wachstumsfaktors (TGF-β1), des knochenmorphogenetischen
Proteins (BMP-2) und des osteogenen Proteins (OP-1) in den künstlichen
Knochen gemäß der Erfindung
eingebracht werden.
-
Andere
Materialien, die eingebracht werden können, sind Vitamine, wie Vitamin
D, und Spurenmineralien, wie Zink, die in Form eines Salzes eingebracht
werden können.
-
Bei
einer bevorzugten Durchführungsform
können
diese Moleküle
zusammen mit einem biologisch abbaubaren Polymerisat in die Poren
eingebracht werden.
-
Das
biologisch abbaubare Polymerisat trägt dazu bei, das aktive Molekül in den
Poren zu „fixieren" und gleichzeitig
die Festigkeit des künstlichen
Knochens zu erhöhen.
-
Geeignete
biologisch abbaubare Polymerisate, die für diesen Zweck verwendet werden
können,
sind Stärke,
typischerweise Maisstärke,
oder andere natürlich
vorkommende Polymerisate oder Gemische aus derartigen Polymerisaten
mit beispielsweise Polyethylen oder Polymilchsäure oder Polyglycolsäure. Allgemein muß die Konzentration
an nicht natürlich
vorkommenden Stoffen niedrig gehalten werden, um mögliche nachteilige
biologische Wirkungen zu vermeiden. Es ist aber möglich, ein
Gemisch aus Stärke
und bis zu etwa 50 Gewichtsprozent Polyethylen geringer Dichte zu
verwenden.
-
Die
aktive Verbindung und das biologisch abbaubare Polymerisat, wenn
es verwendet wird, können aus
einer Lösung
der Materialien durch Eintauchen eingebracht werden. Die Anwendung
eines leichten Vakuums auf das künstliche
Knochentransplantat kann nützlich
sein, da es die Aufnahme der Lösung
erhöht.
-
Wenn
diese Eintauchstufe mehrfach durchgeführt wird, kann die Festigkeit
des künstlichen
Knochens ganz beträchtlich
erhöht
werden. Überschüssiges,
biologisch abbaubares Polymerisat kann allgemein durch Zentrifugieren
entfernt werden.
-
Daher
kann das künstliche
Knochentransplantationsmaterial gemäß der Erfindung als 3-D-Skelett
für in
vitro erzeugte Gewebe-Eigentransplantationsmaterialien verwendet
werden.
-
Die
Herstellungskosten bei dem Verfahren sind allgemein beträchtlich
niedriger als bei bereits vorhandenen Verfahren, und die Herstellungsdauer
ist allgemein niedriger als bei den anderen Verfahren. Unter normalen
Umständen
kann eine selbst großformatige
Probe von unregelmäßiger Gestalt
in weniger als 24 Stunden hergestellt werden. Daher kann es nach
Maß hergestellt
werden. Beispielsweise kann vor einer maxillofazialen Operation
die gewünschte
Form des Knochentransplantats gemäß dem Abtastbild des 3-D-Gerüstes des
Patienten geschaffen werden. Daher kann das Knochentransplantat
individuell für
jeden Patienten hergestellt werden.
-
Die
folgenden Beispiele erläutern
die Erfindung.
-
Beispiel 1
-
Handelsüblicher
Hydroxylapatit zur medizinischen Verwendung Ca
10(PO
4)
6(OH)
2 in
Pulverform (ASTM F118588) und einer Teilchengröße von 0,6 bis 1 μm wurde zur
Herstellung von künstlichem,
porösen
Knochentransplantationsmaterial verwendet. Die erste Stufe besteht
darin, eine Aufschlämmung
mit folgenden Bestandteilen herzustellen:
| 160
g | pulverförmiger Hydroxylapatit |
| 70
ml | entionisiertes
Wasser |
| 2 g | Ammoniumpolyacrylat |
-
Diese
Bestandteile wurden zu Anfang in einem Kunststoffbehälter mit
einem Spatel homogen vermischt. Als eine gleichmäßige Lösung gebildet worden war, wurde
eine mechanische Rührung
mit einem Doppelflügelmischer
mit etwa 1200 UpM während
5 Minuten vorgenommen. Dabei wurden etwa 115 ml Aufschlämmung erhalten.
Die Aufschlämmung
wurde danach in eine Zylindermühle
zur weiteren Dispergierung der Agglomerate gegossen; diese war ein
Polyethylenkolben von 10 cm Länge
und 6 cm Durchmesser und enthielt 100 cm3 kleine
Al2O3-Zylinder hoher
Dichte. Die Zylindermühle
wurde verschlossen und 30 Minuten mit 120 UpM unter Ausbildung einer
gleichförmigen
Aufschlämmung
rotieren gelassen.
-
70
g feines, durchgesiebtes Weizenmehl und 7 g Hefezellen wurden anschließend allmählich der
Aufschlämmung
zugesetzt und das Ganze in einem Mischer zu einem verarbeitbaren,
weichen Gemisch geschlagen.
-
A. Probe ohne Extrudierung
-
Das
Gemisch wurde danach ohne Extrudierung gleichmäßig geteilt und in vier mit
Polytetrafluorethylen überzogene Petrischalen
gegeben, ohne diese zu verschließen. Diese Petrischalen wurden
danach in eine temperaturgesteuerte Bebrütungsvorrichtung bei einer
Temperatur von 28 bis 30°C
gegeben. Die Verweildauer in dem Bebrütungsapparat wurde viermal
in 15-Minuten-Schritten von 15 Minuten bis zu einer Stunde verändert. Am
Ende jeden Schrittes wurde eine der Petrischalen allmählich in
flüssigen
Stickstoff eingetaucht, um die biologische Reaktion zu beenden und
die Probe für
die nächste
Verfahrensstufe vorzubereiten.
-
Das überschüssige Wasser
wurde anschließend
von der Probe während
2 Stunden in einer Gefriertrocknungskammer bei 20°C und einem
Druck von 10–1 bis
10–3 mm
Hg entfernt. Die getrocknete Probe wurde anschließend in
einem Ofen 30 Minuten bei 200°C
stabilisiert. Die formatierten Proben wurden dann allmählich in
einem Ofen mit einer Geschwindigkeit von 5°C je Minute erhitzt und bei
1000°C gehalten,
um die organischen Zusätze
zu entfernen. Anschließend
wurden die Proben zwei Stunden bei 1250°C getempert und mit einer Geschwindigkeit
von 5°C
je Minute allmählich
auf Raumtemperatur abgekühlt.
-
Die Überprüfung der
porösen
Struktur jeder der gesinterten Proben mit dem Lichtmikroskop ergab, daß sämtliche
Proben eine poröse
Struktur aufwiesen, die mit derjenigen der menschlichen Spongiosa
annähernd
identisch war. Die Größe der Poren
und der zusammenhängenden
Poren erhöhte
sich allmählich
mit der Inkubationsdauer, wie in der folgenden Tabelle 1 dargestellt.
-
-
B. Mit Extrudierung
-
Nach
dem Mischverfahren wurde das Gemisch durch eine Extrudiereinheit
gepreßt
und eine zylinderförmige
Probe erhalten. Die Vorderform der Extrudiereinheit bestand aus
zwei miteinander verbundenen Zylindern, deren Durchmesser 5 cm für den Zylinder
der ersten Stufe und 3 cm für
den Zylinder der zweiten Stufe betrugen. An beiden Enden des Zylinders
der zweiten Stufe war ein Stahlnetz mit drei Millimeter Maschenweite angebracht.
Das extrudierte Gemisch wurde dann auf einer mit Polytetrafluorethylen
beschichteten Platte plaziert, ohne daß es abgeschlossen wurde. Die
Platte mit dem Gemisch wurde danach in einen temperaturgesteuerten
Bebrütungsapparat überführt und
30 Minuten bei 28 bis 30°C
gehalten. Danach wurde das Gemisch zwei Stunden bei –5° in einem
Kühlschrank
gehalten und anschließend
das überschüssige Wasser
von der Probe während
2 Stunden in einer Gefriertrocknungskammer bei 20°C und einem
Druck von 10–1 bis
10–3 mm Hg
entfernt. Das Formatieren, Brennen und Tempern erfolgte auf dieselbe
Weise, wie in Abschnitt A beschrieben. Die Probe wies eine gleichförmige, röhrenartige
poröse
Struktur mit Porengrößen von
800 bis 1000 μm Länge und
einem mittleren Durchmesser von etwa 200 μm auf. Die zusammenhängenden
Poren von einem mittleren Durchmesser von 200 μm waren an den Enden dieser
röhrenartigen
Makroporen verbunden. Die Struktur ist für den Knocheneinwuchs und die
Induktion der Gefäßbildung
ideal.
-
C. Mit Verformen unter
Abschluß
-
Das
Extrudierverfahren war das gleiche, wie in Abschnitt B beschrieben.
Jedoch war das Stahlnetz während
des Extrudierens entfernt. Die extrudierte, zylinderförmige Probe
wurde in eine abgeschlossene Zylinderform überführt. Die Bebrütung und
die Wasserentfernung erfolgten, wie in Abschnitt B beschrieben,
und das Formatieren, Brennen und Tempern erfolgten, wie in Abschnitt
A beschrieben. Ein Querschnitt der Probe zeigte eine Struktur, die
derjenigen von menschlichem Langknochen ähnlich war. Eine kompakte Struktur
bildete die äußere Schalte
der Proben; sie bestand aus einer harten, praktisch festen Masse
aus Ca/P-Keramik, die in konzentrischen Schichten angeordnet war.
Eine poröse
Struktur, ähnlich
derjenigen, wie man sie in der Spongiosa findet, war in der Mitte
der Proben vorhanden; die Porengröße verringerte sich allmählich, und schließlich verbanden
sich die Poren mit der kompakten Struktur.
-
Beispiel 2
-
Proben
des porösen
HA-Produktes, das in Beispiel 1B erhalten worden war, wurden in
eine kochende Aufschlämmung
von HA einer mittleren Teilchengröße von 0,2 μm eingetaucht. Die Eintauchzeiten
betrügen 30
Minuten bis 90 Minuten in Schritten von 30 Minuten, und die Aufschlämmung wurde
konstant gerührt.
Danach wurde überschüssige Aufschlämmung durch
Zentrifugieren (2500 bis 15000 UpM) entfernt. Die Proben wurden
5 Stunden bei 1280°C
getempert.
-
Eine
mechanische Überprüfung der
Proben wurde unter Verwendung einer Lloyd-Laborversuchsmaschine
durchgeführt,
die mit einer 2,5-kN-Belastungszelle und einer entfernten computergesteuerten
Einheit ausgestattet war. Die Belastung wurde auf die Proben (mittlere
Probenkontaktfläche
0,8 cm2) mit einer Gleitbackengeschwindigkeit
von 0,1 mm je Minute aufgebracht, bis Sprödbruch erfolgte. Die erhaltenen
Ergebnisse sind in 2 dargestellt. Es ergibt sich,
daß die
Druckfestigkeit der porösen
HA-Proben mit der Eintauchdauer ansteigt.
-
Beispiel 3
-
6
g Polycaprolacton (PCL) wurden in einem 150-cm3-Becherglas
geschmolzen, indem man das Ganze in einen 60°C warmen Ofen stellte. Nachdem
das feste PCL zu einem klaren, klebrigen Fluid geschmolzen war, wurden
20 ml Aceton zugesetzt, um das PCL zu lösen und eine fließende Lösung zu
erhalten. Die Viskosität der
Lösung
betrug 0,8835 ± 0,025
Pa.s. Poröse
Proben, die gemäß Beispiel
1B hergestellt worden waren, wurden darauf in die Lösung eingetaucht
und das Ganze am Sieden gehalten, indem man es auf eine heiße Platte mit
der konstanten Temperatur von 57°C
stellte.
-
Nach
20 Minuten wurden die Proben entfernt und einem Zentrifugierverfahren
(2500 bis 15000 UpM) unterworfen, um überschüssige Lösung aus den zusammenhängenden
makroporösen
Strukturen zu entfernen. Die Proben wurden danach in einen Ofen
bei 60 °C
gestellt, um blockierendes PCL in der makroporösen Struktur zu schmelzen,
und die Zentrifugierbehandlung wurde wiederholt.
-
Die
mechanische Prüfung
der Proben von Beispiel 2 wurde durchgeführt. Die erzielten Ergebnisse sind
in 3 dargestellt. Es ist ersichtlich, daß die mit
PCL verstärkten,
porösen
HA-Proben eine merklich erhöhte
Druckfestigkeit aufwiesen.
-
Die
Porositätseigenschaften
der untersuchten Proben, gemessen gemäß ASTM C 134-Standard vor Durchlaufen
des Eintauchverfahrens, waren wie folgt:
