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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein chirurgisches Implantat, welches
in größerem Detail
im Oberbegriff der beigefügten
Ansprüche
1 und 7 definiert ist.
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In
der Chirurgie ist es bekannt, wenigstens teilweise bioabsorbierbare,
längliche,
typischerweise röhrenförmige, schraubenartige,
gewindeartige oder drahtartige chirurgische Implantate und Vorrichtungen
zu verwenden, um längliche
Organe, Gewebe, Bindegewebe oder deren Teile zu stützen oder
zu verbinden oder voneinander zu trennen. Diese Aufgaben schließen das
Skelettsystem, verschiedene Gänge,
die Eingeweide, Blutgefäße, Röhren, wie
die Bronchien, den Harntrakt, die Nerven, etc., ein.
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In
diesem Zusammenhang bezieht sich bioabsorbierbares Material auf
ein Material, das hergestellt wird aus einem Polymer, Copolymer
oder einer Polymermischung, dessen bzw. deren Abbau und/oder Auflösung in
einem Organismus mittels einer metabolischen Reaktion und/oder Sekretion durch
die Nieren, Lungen oder durch die Eingeweide oder die Haut stattfindet.
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Eine
Anzahl von Veröffentlichungen
beschreiben verschiedene röhrenförmige, schraubenartige,
gewinde- oder drahtartige Implantate und chirurgische Vorrichtungen,
die aus biologisch stabilen oder bioabsorbierbaren Materialien herzustellen sind.
Implantate und Vorrichtungen dieser Art werden beispielsweise in
den Veröffentlichungen
US 3,108,357 ;
US 3,155,095 ;
US 3,272,204 ;
US 3,463,158 ;
US 3,620,218 ; WO83/03752; WO84/03035;
Daniel und Olding, Plast. Rec. Surg. 74 (1984) 329; WO90/04982;
Van Andersdahl et al., Seminars in Urology, Band II (1984) 180;
Raja Subra Manian, ASAI Journal 40 (1994) M584;
US 4,768,507 ;
US 4,923,470 ;
US 4,973,301 ;
US 4,990,131 ;
US 4,994,066 ;
US 5,019,090 ;
EP 0 606 165 A1 ; WO94/15583;
US 4,950,258 ;
US 5,160,341 ;
US 4,085,629 und
US 4,743,257 offenbart.
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WO90/04982
offenbart insbesondere ein chirurgisches Implantat, das aus einem
Material hergestellt ist, das wenigstens teilweise bioabbaubar ist, zum
Stützen
und/oder Verbinden oder Trennen von Geweben oder operierten und/oder
beschädigten Geweben
oder Teilen derselben und/oder zum Offenhalten einer Gewebeaushöhlung, wobei
das Implantat wenigstens teilweise aus wenigstens einem, wenigstens
teilweise bioabbaubarem länglichem
Stück besteht,
das wenigstens teilweise wenigstens einmal um eine Wicklungsmitte
in einer helixförmigen
Konfiguration gewickelt ist, und welches wenigstens teilweise mit
bioabbaubaren Verstärkungselementen verstärkt ist.
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Bekannte
Implantate und chirurgische Vorrichtungen der oben erwähnten oder
einer ähnlichen Art,
die biostabil oder praktisch nicht abbaubar im Gewebe sind, weisen
mehrere Nachteile auf. Ihr biostabiler Teil, wie Fasern, Kunststoff-
oder Metallgewinde oder -ringe oder -röhren oder dergleichen, verbleibt
im Körper,
sogar nachdem das Organ oder das Gewebe verheilt ist, daher können Implantate
und Vorrichtungen dieser Art später
für den
Patienten schädlich
sein, zum Beispiel Infektionen, Entzündungsreaktionen, Fremdkörperreaktionen
bewirken und/oder sie können
Partikel oder Korrosionsprodukte oder dergleichen freisetzen, die
weiter schädliche Reaktionen
im Körper
bewirken können.
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Viele
bekannte bioabsorbierbare Implantate und chirurgische Vorrichtungen,
zum Beispiel viele derjenigen, die in den oben erwähnten Veröffentlichungen
beschrieben worden sind, ebenso wie solche eines entsprechenden
Typs, bewirken nicht die gleiche Art von Langzeitkomplikationen
wie biostabile Implantate und chirurgische Vorrichtungen, da bioabbaubare
Implantate und Vorrichtungen sich in dem Körper auflösen und biologisch abbauen,
was schließlich
die Gewebe vollständig
zurückläßt.
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Ein
Mangel bei bekannten bioabsorbierbaren Implantaten ist jedoch der
Mangel eines wirksamen Bildgebungsverfahrens. Dieser Mangel bewirkt
insbesondere Probleme, wo es eine Notwendigkeit gibt, die Lage eines
Implantats oder einer Vorrichtung während und nach seiner bzw.
ihrer Installation zu bestimmen. Wenn ein visueller Kontakt mit
dem Bereich verhindert wird, kann die Installation beträchtlich
mit einem Bildgebungsverfahren erleichtert werden, mit dem das Bearbeiten
und die Installation in seiner bzw. ihrer Lage während der Operation überwacht
werden kann. Diese Bildgebungsverfahren können beispielsweise Radiographie,
Ultraschall, Magnetographie, Computertomographie, Gamma-Radiographie,
Spektroskopie oder dergleichen einschließen. Es ist ebenfalls sehr
wichtig, daß das Implantat
in seiner Lage im Installationsobjekt verbleibt, und mit einem guten
Bildgebungsverfahren kann die Position des Implantats leicht ohne
chirurgische Maßnahmen,
wie eine Endoskopie, bestimmt werden.
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Bioabsorbierbare
Polymere sind jedoch schlecht oder überhaupt nicht mit Bildgebungsverfahren,
die gegenwärtig
verwendet werden, sichtbar. In der vorliegenden Erfindung wurde überraschenderweise
gefunden, daß,
wenn ein keramisches Pulver oder dergleichen mit einem Implantat,
das aus einem bioabsorbierbaren Polymer hergestellt wird, vermischt
wird, das Implantat durch Bildgebungsverfahren sichtbar gemacht
werden kann, die in der Medizin verwendet werden, unter Verwendung
von Röntgenstrahlen.
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Wenn
unterschiedliche Mengen eines keramischen Pulvers oder dergleichen,
oder Kombinationen derselben, mit einem Implantat, das aus einem bioabsorbierbaren
Polymer hergestellt worden ist, gemischt werden, kann das Implantat,
abhängig
von dem umgebenden Gewebe, ausreichend gut mit einem Bildgebungsverfahren
unterschieden werden. Beispiele von Bildgebungsverfahren sind Röntgenstrahlen,
Ultraschall, Magnetographie, Computertomographie, Gamma-Radiographie,
Spektroskopie oder dergleichen.
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Somit
wird ein Implantat gemäß der Erfindung
zum Erreichen der oben erwähnten
Absichten hauptsächlich
dadurch gekennzeichnet, was durch den kennzeichnenden Teil der beigefügten Ansprüche 1 und
7 dargestellt wird.
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Implantate
gemäß der Erfindung
können
aus verschiedenen bioabsorbierbaren Polymeren, Copolymeren oder
Polymermischungen hergestellt werden, welche in einer Anzahl von
Publikationen beschrieben worden sind, beispielsweise in: Vainionpää et al.,
Prog. Polym. Sci. Band 14, Seiten 697–716 (1989);
US 4,700,704 (Jamiolkows und Shalaby);
US 4,653,497 (Bezwada, Shalaby
und Newman);
US 4,649,921 (Koelmel,
Jamiolkows und Bezwada);
US 4,559,945 (Koelmel
und Shalaby);
US 4,532,928 (Rezada,
Shalaby und Jamiolkows);
US 4,605,730 (Shalaby
und Jamiolkows);
US 4,441,496 (Shalaby und
Koelmel);
US 4,435,590 (Shalaby
und Jamiolkows).
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Die
Implantate gemäß der Erfindung
können eine
Struktur aufweisen, die nicht verstärkt ist, wie hergestellt mit
Schmelzverarbeitungsmethoden oder mit Lösungsmethoden, oder sie können verstärkt sein
durch Verwendung beispielsweise einer Selbstverstärkung oder
einer Verstärkung
mit absorbierbarem Polymer oder keramischen Fasern.
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Einige
vorteilhafte Anwendungen eines Implantats gemäß der Erfindung werden in den
beigefügten
abhängigen
Ansprüche
dargelegt.
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Das
Verfahren zum Herstellen eines Implantats oder einer entsprechenden
chirurgischen Vorrichtung gemäß der Erfindung
basiert auf der Tatsache, daß keramisches
Pulver oder dergleichen zu dem Material des Implantats oder der
entsprechenden chirurgischen Vorrichtung zugefügt wird, um das Implantat oder
die korrespondierende chirurgische Vorrichtung mit unterschiedlichen
Bildgebungsverfahren sichtbar zu machen. Beispiele der Bildgebungsverfahren
sind Röntgenstrahlen,
Ultraschall, Magnetographie, Computertomographie, Gamma-Radiographie,
Spektroskopie oder dergleichen.
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Das
Implantat wird auf eine Art und Weise hergestellt, daß die Menge
des keramischen Pulvers oder dergleichen, das in dem Polymer beigefügt ist, in
unterschiedlichen Teilen des Implantats unterschiedlich ist. Die
Menge des keramischen Pulvers oder dergleichen kann beispielsweise
am ersten Ende größer als
am zweiten Ende des Implantats sein. Somit kann durch dieses Verfahren
die Sichtbarkeit des Implantats durch das Bildgebungsverfahren an
unterschiedlichen Enden des Implantats unterschiedlich dargestellt
werden.
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Der
Gehalt des keramischen Pulvers oder dergleichen kann in der Richtung
der Längsachse des
Implantats allmählich
abnehmen, oder der Gehalt des keramischen Pulvers oder dergleichen
kann im Körperteil
verglichen mit den vorstehenden Teilen des Implantats verschieden
sein. Ferner kann keramisches Pulver oder dergleichen lediglich
in einem bestimmten Teil oder einer Stelle des Implantats vorliegen,
in einer Weise, daß es
kein keramisches Pulver oder dergleichen im anderen Teil des Implantats gibt.
Durch dieses Verfahren ist es möglich,
Implantate oder korrespondierende chirurgische Vorrichtungen herzustellen,
deren Sichtbarkeit mit einem Bildgebungsverfahren in unterschiedlichen
Teilen des Implantats unterschiedlich ist.
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Die
Menge des keramischen Pulvers oder dergleichen kann allmählich in
Richtung der Querachse des Implantats abnehmen. Auf diese Weise
ist es möglich,
Implantate oder korrespondierende chirurgische Vorrichtungen herzustellen,
deren Sichtbarkeit mit Bildgebungsverfahren im Mittelteil verschieden
ist von der äußeren Schale
des Stücks.
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Die
Erfindung wird aus der folgenden Beschreibung unter Bezugnahme auf
die beigefügten Figuren
und Zeichnungen offensichtlich werden, die einige Beispiele für Implantate
gemäß der Erfindung ebenso
wie für
Anwendungen auf Verfahren für
deren Herstellung darstellen.
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1 Röntgenstrahlen-Darstellung
des Bauchbereichs einer Testperson. Drei Stents wurden unter der
Testperson auf dem Röntgentisch
angeordnet. Betrachtet in der Richtung vom Fußende gab es Stents, die 30
Gew.-% bzw. 10 Gew.-% Bariumsulfat enthielten, und einen nicht vermischten
Polylactidstent an oberster Stelle.
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2 Eine
Spirale (Stiel) gemäß Beispiel
2 in einer perspektivischen schematischen Ansicht.
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3 Ein
Implantat gemäß Beispiel
3 in einer perspektivischen schematischen Ansicht.
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4 Eine
Elektronenmikroskopieansicht der Oberfläche einer Polylactidfaser,
gemischt mit 30 Gew.-% Bariumsulfat, in einer 1000-fach vergrößerten Ansicht.
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5 Eine
schematische Ansicht der Spirale gemäß Beispiel 2, installiert im
Bereich der Prostata eines Versuchstieres.
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6 Ein
Implantat gemäß Beispiel
6 in einer perspektivischen schematischen Ansicht.
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7 Eine
Ansicht des Modellstücks
für Stents,
die in den Beispielen 1 und 4 verwendet werden.
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Vergleichsbeispiel 1
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Eine
Vorform mit der Dicke von 1,1 mm im Durchmesser wurde aus kommerziellem
Polylactid (hergestellt von Purac biochem by, Holland) und kommerziellem
Bariumsulfat (BaSO4 von Merck Ltd., Deutschland)
durch Extrusion (Einschneckenextruder) hergestellt und auf Raumtemperatur
auf einem sich bewegenden Draht gekühlt. Bariumsulfat wurde mit
dem Polylactid gemischt, 30 Gew.-% im Vergleich zu der Masse des
Polylactids. Die Vorform wurde nach dem ersten Draht durch vier Öfen gezogen,
zwischen denen die Geschwindigkeit der Zugbänder beschleunigt wurde, wenn
sich dem vierten Ofen genähert
wurde, so daß der
Geschwindigkeitsunterschied zwischen den ersten und letzten Zugbändern das Achtfache
betrug. Die Temperatur der Öfen
war 140°C.
Nach dem vierten Ofen wurde die Vorform auf einer Spule mit einem
Durchmesser von 100 mm aufgespult. Die Ausbeute war eine 0,4 mm
dicke, ausgerichtete Polylactidfaser, die 30 Gew.-% Bariumsulfat enthielt.
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Die
Vorformen wurden um eine Stange mit einem Durchmesser von 2,5 mm
in der in 7 gezeigten Form durch Erwärmen der
Vorformen mit einem Heizgebläse
während
des Aufdrehens aufgedreht. Die Spiralen (Stents) wurden für 10 Minuten auf
Gießformen
bei 100°C
Temperatur in einer Heizkammer mit rezirkulierter Luft erwärmt, und
nachdem die Gießformen
hinuntergekühlt
worden waren, konnten die Spiralen (Stents) aus der Gießform entfernt
werden. Die Stents wurden in einen Aluminium-PET-Folien-Beutel gepackt
und gamma-sterilisiert.
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Als
Vergleichsmaterialien wurden Stents, die rein aus Polylactid hergestellt
waren, ebenso wie Stents, hergestellt aus Polylactid gemischt mit
10 Gew.-% Bariumsulfat, verwendet. Diese Stents wurden auf die gleiche
Art und Weise wie die Polylactidstents, die oben beschrieben wurden
und 30 Gew.-% Bariumsulfat enthielten, extrudiert und gezogen und
gamma-sterilisiert.
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Die
30 Gew.-% Bariumsulfat enthaltenden Stents und die Stents, die aus
Vergleichsmaterial hergestellt wurden, wurden unter dem Rücken eines Freiwilligen
auf einem Röntgentisch
angeordnet. Die Stents waren in der Reihenfolge 30 Gew.-%, 10 Gew.-%
und nicht vermischtes Polylactid, betrachtet vom Fußende der
Testperson. Eine Radiographie wurde im Bauchbereich der Testperson
durchgeführt. Aus 1 kann
eindeutig erkannt werden, wie sichtbar der 30 Gew.-% Bariumsulfat
enthaltende Stent ist, sogar, wenn er durch eine Testperson radiographiert
wird. Die Spiralstruktur des Stents ist klar in der Figur (unterster
Stiel) zu erkennen. Der 10 Gew.-% Bariumsulfat enthaltende Stent
ist über
dem 30 Gew.-% enthaltenden Stent in der Radiographie sichtbar. Der
10 Gew.-% Bariumsulfat enthaltende Stent ist in der Figur sichtbar,
jedoch kann seine Spiralstruktur nicht erkannt werden. Der lediglich
Polylactid enthaltende Stent kann überhaupt nicht in der Radiographie
erkannt werden.
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Beispiel 2
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Eine
Vorform mit der Dicke von 1,7 mm Durchmesser wurde aus kommerziellem
Polyglycolid (Purac biochem by., Holland) durch Extrusion (Einschneckenextruder)
hergestellt und auf Raumtemperatur auf einem sich bewegenden Draht
abgekühlt. Die
Vorform wurde in Stangen von 1 m Länge geschnitten. Die Vorformen
wurden bei 180°C
Temperatur in eine ausgerichtete Vorform mit einem Abzugsverhältnis von
4 gezogen, was ausgerichtete Polyglycolid-Vorformen mit 0,8 mm Dicke
ergab. Die abgezogenen Vorformen wurden in Längen von 0,6 m geschnitten
und beide Enden der Längen
wurden mit kommerziellem Tricalciumphosphat (Ca3O8P2, Merck Ltd.,
Deutschland) in einem Bereich von 10 cm von dem Ende der Vorform
gesintert. In einer Anordnung betrug der Gehalt an Tricalciumphosphat
40 Gew.-% des Gehalts an Polyglycolid im gesinterten Bereich.
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Die
Vorformen wurden zu der Form nach 2 um eine
Stange mit einem Durchmesser von 3 mm durch Erwärmen der Vorformen mit einem
Heizgebläse
während
des Verdrehens aufgedreht. Die mit Tricalciumphosphat gesinterten
Enden wurden an beiden Enden der aufgedrehten Spirale (Stent) belassen.
Die Spiralen (Stents) wurden für
10 Minuten auf Gießformen
bei 100°C
Temperatur in einer Heizkammer mit rezirkulierender Luft erwärmt. Nachdem die
Gießformen
abgekühlt
worden waren, konnten die Spiralen (Stiele) aus den Gießformen
entfernt werden. Die Stents wurden in einen Beutel aus Aluminium-PET-Folie
gepackt und mit Ethylenoxidgas sterilisiert.
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Als
Vergleichsmaterialien wurden Stents, hergestellt aus reinem Polyglycolid,
ebenso wie Stents, hergestellt aus Vorformen mit 20 Gew.-% Tricalciumphosphat
in der Masse von Polyglycolid gesinterten Enden verwendet. Diese
Stents wurden extrudiert, abgezogen und ebenso mit Ethylenoxidgas auf
die gleiche Art und Weise wie in den oben erwähnten Polyglycolidstents, die
40 Gew.-% Tricalciumphosphat in einem Bereich von 10 cm an beiden Enden
enthalten, sterilisiert.
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Die
hergestellten Stents wurden in Harnröhren von Hunden in den Bereich
der Prostata auf eine Art und Weise implantiert, daß ein Ende
der Stents an der Cervix der Harnblase und das andere Ende an der
Harnröhrenseite
des Schließmuskels,
wie in 5 gezeigt, vorlag, und der Prostatabereich der Testtiere
wurde radiographiert.
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Die
Radiographien zeigten klar die Enden der Stents, die 40 Gew.-% Tricalciumphosphat
an beiden Enden enthielten. Ebenfalls wurde die Spiralstruktur des
Stents in den Teilen gezeigt, wo der gesinterte Bereich erstreckt
war. Der nicht-gesinterte Teil des Stents war in den Radiographien
nicht sichtbar. Die Stents mit 20 Gew.-% Tricalciumphosphat gesinterten
Enden waren bezüglich
der Enden in den Radiographien sichtbar. Jedoch war die Spiralstruktur
dieser Stents nicht ersichtlich. Die nicht-gesinterten Teile dieser
Stents und die Stents, die lediglich Polyglycolid enthielten, waren
in den Radiographien nicht sichtbar.
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Beispiel 3
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Schraubenimplantate,
die in 3 gezeigt sind (Durchmesser 2 mm, Länge 20 mm),
wurden aus kommerziellem Lactid- und Trimethylencarbonatcopolymer
(PLA/TMC, hergestellt von Boehringer Ingelheim, Deutschland) und
Calciumiodapat durch das Spritzgußverfahren auf eine Art und
Weise hergestellt, daß durch
Einstellen der Materialextrusionsgeschwindigkeit und des -drucks
die höchste
Calciumiodopatdichte im Kernteil erreicht wurde und die geringste
Dichte auf der äußeren Oberfläche des Schraubenimplantats.
Eine Untersuchung des Implantats zeigte eine Calciumiodopatdichte
von 40 Gew.-% im Kern und 15 Gew.-% auf der Oberfläche des
Implantats (40/15 Gew.-%) verglichen mit der Masse des PLA/TMC.
Der Gehalt an Calciumiodopat nahm allmählich in der Richtung der Querachse
des Implantats ab, vom Kern in Richtung auf die äußere Schicht. Die Implantate
wurde in einen Beutel aus Aluminium-PET-Folie gepackt und gamma-sterilisiert.
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Als
Vergleichsmaterialien wurden Implantate, hergestellt rein aus PLA/TMC,
ebenso wie Implantate, hergestellt aus PLA/TMC mit 20 Gew.-% Calciumiodopat
im Kern und 2 Gew.-% auf der Oberfläche (20/2 Gew.-%), verwendet.
Diese Implantate wurden mittels Spritzguß geformt und auf die gleiche
Art und Weise wie die oben erwähnten
PLA/TMC-Implantate, die 40/15 Gew.-% Calciumiodopat enthalten, gamma-sterilisiert.
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Die
gemischten und nicht-gemischten PLA-/TMC-Implantate wurde in die
Oberschenkelknochen von Schweinen implantiert, die als Versuchstiere
verwendet wurden. Eine Radiographie, die im Bereich der Installation
der Implantate durchgeführt
wurde, zeigte die aus reinem PLA/TMC hergestellten Implantate überhaupt
nicht. Die Implantate, die mit 20/2 Gew.-% Calciumiodopat gemischt wurden,
zeigten sich in den Radiographien als schwacher Streifen im Knochengewebe.
Die Form des Implantats konnte nicht erkannt werden. Die Implantate,
die mit 40/15 Gew.-% Calciumiodopat gemischt wurden, wurden in den
Radiographien klar erkannt, so daß der Kern des Implantats klar
ersichtlich war und der Basisteil und der Spiralteil des Implantats
etwas weniger unterschieden wurden in den Radiographien.
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Vergleichsbeispiel 4
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Mehrere
Implantate (Stents) gemäß Beispiel 1
wurden hergestellt, enthaltend 10 Gew.-%, 30 Gew.-% und 50 Gew.-%
Bariumsulfat, verglichen mit der Masse des Polylactids. Die Stents
wurden mit Gamma-Strahlung sterilisiert. Als Vergleichsmaterial wurden
aus reinem Polylactid hergestellte Stents verwendet. Die Stents
wurden in Oberflächenvenen, Gallenwegen
und Oberschenkelknochen von Schweinen installiert, die als Versuchstiere
verwendet wurden. Die Bereiche der Stentinstallation wurden radiographiert.
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Die
Stents, die 30 Gew.-% und 50 Gew.-% Bariumsulfat enthalten und in
den Gallenwegen installiert waren, waren klar in den Radiographien
zu erkennen. Ebenfalls war die Spiralstruktur des Stents klar zu
unterscheiden. Die Stents, die 10 Gew.-% in den Harnwegen enthalten,
waren in den Radiographien zu erkennen, jedoch erschien die Spiralstruktur nicht.
Die Stents, die lediglich Polylactid enthalten und in den Gallenwegen
installiert waren, waren in den Radiographien nicht zu erkennen.
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Die
Stents, die 50 Gew.-% Bariumsulfat enthalten und in den Oberschenkelknochen
installiert waren, wurden klar vom Knochengewebe unterschieden,
und die Spiralstruktur war klar zu erkennen. Die Stents mit einem
Gehalt von 30 Gew.-%, die im gleichen Bereich installiert waren,
wurden in den Radiographien erkannt, jedoch war die Spiralstruktur
nicht zu unterscheiden. Die Stents, die 10 Gew.-% Bariumsulfat enthalten,
und diejenigen lediglich mit Polylactid, die im Oberschenkelknochen
installiert waren, waren in den Radiographien nicht zu erkennen.
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Vergleichsbeispiel
5
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Kommerzielles
L-Lactid- und D-Lactid-Copolymer (Poly-L,D-Lactid, hergestellt von
Purac biochem bv., Holland) und kommerzielles Calciumnitrid (Ca3N2, Tamro Oy) wurden
verwendet, um durch Extrusion (Einschneckenextruder) eine Vorform
mit einem Durchmesser von 4 mm herzustellen, welche auf Raumtemperatur
auf einem sich bewegenden Draht abgekühlt wurde. Das Poly-L,D-Lactid
wurde mit 50 Gew.-% Calciumnitrid in der Masse des Poly-L,D-Lactids
gemischt. Die Vorform wurde in Stangen von 1 m Länge geschnitten. Die Vorformen
wurden bei 180°C
Temperatur in eine ausgerichtete Vorform mit einem Abzugsverhältnis von
4 gezogen, was ausgerichtete Poly-L,D-Lactidvorformen mit einer Dicke
von 2 mm ergab. Die abgezogenen Vorformen wurden in Längen von
40 mm geschnitten, welche in Schraubenimplantate, wie in 3 gezeigt
(Durchmesser 2 mm, Länge
20 mm) gebildet wurden. Die Implantate wurden in einen Beutel aus
Aluminium-PET-Folie gepackt und mit Gamma-Strahlung sterilisiert.
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Die
verwendeten Vergleichsmaterialien waren Implantate, hergestellt
rein aus Poly-L,D-Lactid, ebenso
wie Implantate, hergestellt aus Poly-L,D-Lactid, gemischt mit 30
Gew.-% Calciumnitrid. Diese Implantate wurden mittels Spritzguß geformt
und auf die gleiche Art und Weise wie die oben erwähnten Poly-L,D-Lactidimplantate,
die 50 Gew.-% Calciumnitrid enthalten, gamma-sterilisiert.
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Die
gemischten und nicht-gemischten Poly-L,D-Lactidimplantate wurden
in die Oberschenkelknochen von Schafen installiert, die als Versuchstiere verwendet
wurden. Eine Radiographie des Installationsbereichs der Implantate
zeigte die Implantate, die aus reinem Poly-L,D-Lactid hergestellt
wurden, überhaupt
nicht. Die Implantate, die mit 30 Gew.-% Calciumnitrid vermischt
wurden, waren im Knochengewebe schwach sichtbar. Die Form Implantats
war in diesen Radiographien nicht ersichtlich. Die Implantate, die
eine Mischung von 50 Gew.-% Calciumnitrid enthielten, waren in den
Radiographien auf eine Weise klar zu erkennen, daß der Basisteil
des Implantats ebenso wie der Spiralteil klar in den Radiographien unterschieden
werden konnte.
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Vergleichsbeispiel 6
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Kommerzielles
Poly-L,D-Lactid (hergestellt von Boehringer Ingelheim, Deutschland),
Siliciumcarbid (a-SiC:H) und Zirkoniumoxid (ZrO2,
Merck Ltd., Deutschland) wurden verwendet, um durch Extrusion (Einschneckenextruder)
eine Vorform mit einer Dicke von 3 mm herzustellen, die auf Raumtemperatur
auf einem beweglichen Draht abgekühlt wurde. Das Poly-L,D-Lactid
wurde mit 10 Gew.-% Siliciumcarbid und 20 Gew.-% Zirkoniumoxid in
der Masse des Poly-L,D-Lactids gemischt. Die Vorform wurde in Stangen
mit einer Länge
von 1 m geschnitten. Die Vorformen wurden bei 180°C Temperatur
in eine ausgerichtete Vorform mit einem Abzugsverhältnis von
7 abzogen, was ausgerichtete Poly-L,D-Lactidvorformen mit einer Dicke von
1,1 mm ergab. Die abgezogenen Vorformen wurden in Längen von
10 mm geschnitten, die in Nagelimplantate, wie in 6 gezeigt
(Durchmesser 1,1 mm, Länge
10 mm) thermogeformt wurden. Die Implantate wurden in einen Beutel
aus Aluminium-PET-Folie gepackt und mit Gamma-Strahlung sterilisiert.
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Als
Vergleichsmaterialien wurden Implantate, hergestellt rein aus Poly-L,D-Lactid,
ebenso wie Implantate, hergestellt aus Poly-L,D-Lactid gemischt mit
5 Gew.-% Siliciumcarbid und 10 Gew.-% Zirkoniumoxid, verwendet.
Die Implantate wurden auf die gleiche Art und Weise wie die oben
erwähnten
Poly-L,D-Lactidimplantate, die 10 Gew.-% Siliciumcarbid und 20 Gew.-%
Zirkoniumoxid enthalten, extrudiert, abgezogen, thermogebildet und
gammasterilisiert.
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Die
gemischten und nicht-gemischten Implantate wurden in Schafen verwendet,
um die Fixierung eines chirurgisch induzierten Zerreißens des Meniskus
zu testen. Jedes Implantat wurde in zwei Tieren getestet. Die Implantate
wurden in Verbindung mit einer Endoskopie des Meniskus installiert.
Während
der Installation gab es einen direkten visuellen Kontakt mit dem
chirurgisch induzierten Zerreißen
im Meniskus. Die Implantate wurden mit einem Installationsinstrument
in einem vorläufigen
Loch, hergestellt in dem Gewebe des Meniskus, getriggert. Eine Radiographie
des Installationsbereichs der Implantate wurde zwei Tage nach der
Installation durchgeführt.
Die Radiographie zeigte klar die Poly-L,D-Lactidimplantate, die
10 Gew.-% Siliciumcarbid und 20 Gew.-% Zirkoniumoxid enthalten.
Die Implantate, die 5 Gew.-% Siliciumcarbid und 10 Gew.-% Zirkoniumoxid
enthalten, waren schwach sichtbar, und die Implantate, die rein
aus Poly-L,D-Lactid hergestellt waren, waren in den Radiographien überhaupt
nicht zu erkennen.