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Die
vorliegende Erfindung betrifft einen Verbundstoff, der sich besonders
zur Knochenreparatur an Gelenken und anderen lasttragenden Stellen
eignet.
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Operationen
zum Ersetzen defekter Hüftgelenke
sind mittlerweile wohlbekannt und werden in Großbritannien und in der westlichen
Welt routinemäßig durchgeführt, und
die Total-Hüftarthroplastik (THA)
ist derzeit eine der am erfolgreichsten durchgeführten Operationen. Die Operation
beinhaltet die Entfernung des defekten Hüftgelenks des Patienten und
seinen vollständigen
Ersatz durch eine Gelenkprothese. Die Lebensqualität des Patienten
wird im Allgemeinen während
des gesamten Zeitraums, in dem die Gelenkprothese funktionell bleibt,
stark verbessert, und dem Schwedischen Hüftregister zufolge liegt die
postoperative Erfolgsrate nach zehn Jahren bei etwa 90%. Eine Total-Kniearthroplastik
erreicht schnell ähnliche
Erfolgsstände.
Ein Haupt-Nachteil der Gelenkprothese ist jedoch ihre begrenzte
Lebensdauer und der endgültige
Bedarf für
den Austausch der Prothese. Die Begrenzung der Lebensdauer der Prothese
kommt auf, wenn sich die gelenkbildenden Oberflächen abnutzen und Trümmer von der
verschlissenen Prothese eine Makrophagenreaktion auslösen. Chemikalien,
die von den Makrophagen freigesetzt werden, neigen leider dazu,
den Knochen um die Prothesen-Implantationsstelle
zu zersetzen, was eine Lockerung der Gelenkprothese mit sich bringt,
die schwer zu bekämpfen
ist. Die Erfolgsrate einer anschließenden Hüftkorrekturoperation ist erheblich
niedriger als für
die primäre
THA.
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Es
wurden verschiedene Ansätze
gemacht, um den Knochendefekt um ein Hüftgelenk zu bewältigen.
Beispiele umfassen die Verwendung einer großen maßgefertigten Prothese, jedoch
ist dies ein aufwändiger
Ansatz, der schlechte Ergebnisse mit sich bringt.
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Ein
Autotransplantat würde
den besten Knochen zum Wiedereinsetzen beim Impaction Grafting bereitstellen,
jedoch verhindert die Morbidität
der Spenderstelle gewöhnlich
die Ernte des Autotransplantates aus einem Individuum zur gleichen
Zeit, in der dessen Hüftkorrekturoperation
durchgeführt
wird. Femurköpfe,
die zum Zeitpunkt der primären
Hüftoperation
entnommen werden, sind eine verfügbare sterile
Versorgungsquelle für
Allotransplantat, welches der nächstbevorzugte
Transplantattyp ist. Die immunogene Inkompatibilität zwischen
Spender und Empfänger
ist gewöhnlich
kein Problem und wird weiter durch den Vorgang des Einfrierens abgeschwächt. Der
gestiegene Bedarf und das Vorrücken der
Zentren zur Durchführung
ihrer eigenen Korrekturoperationen hat viele kleinere Zentren angeregt, Einrichtungen
aufzubauen und ihre eigenen Knochenbanken von Allotransplantat-Femurköpfen zum Zeitpunkt
der primären
Hüft-Arthroplastik
zu erstellen.
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Leichen-Allotransplantate
wurden ebenfalls zum Verdichten des Knochendefektes verwendet, und
idealerweise können
große
Mengen Knochen auf saubere Weise aus Spenderleichen geerntet werden
und dann sterilisiert werden. Allotransplantate bergen jedoch eine
große
Gefahr der Krankheitsübertragung
(beispielsweise HIV und CJD), und diejenigen aus Leichen werden
oft nicht in das Wirtsskelett eingebaut, so dass sie nur eingeschränkt wertvoll sind.
Trotzdem steigt die Verwendung von Allotransplantatknochen, da die
Zahl von Korrekturen einer fehlgeschlagenen Gelenkarthroplastik
steigt und die Techniken für
einen Knochenersatz eine größere Zustimmung
erlangen. Der zukünftige
Bedarf an Allotransplantat-Knochen steigt erwartungsgemäß, da die
Anzahl der jährlich
durchgeführten
primären
Gelenkarthroplastiken steigt, und dies wird weiter verschlimmert,
da Operationen jüngeren
Patienten angeboten werden und die Bevölkerung insgesamt länger lebt.
Derzeitigen Schätzungen
zufolge beträgt
die Gesamtzahl der weltweit durchgeführten Hüftoperationen 800000 pro Jahr.
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Es
besteht daher ein großer
und steigender Bedarf an Vorräten
für Knochentransplantate.
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Knochentransplantat
allein, und zwar entweder zerkleinert oder ganz, hatte einigen Erfolg
beim Ersatz von verloren gegangenem Knochenmaterial, jedoch hat
eine eingeschränkte
Verfügbarkeit
und steigende Bedenken in Bezug auf die Übertragung von Pathogenen Interesse
an synthetischen Materialien erregt. Es gab ein steigendes Interesse
an Knochenersatzmaterialien, obschon ihre derzeitige Verwendung
und die zukünftige
Rolle zusammen mit einer Kosten-Nutzen-Analyse noch definiert werden müssen.
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Bergman
et al. (J Bioceramics, 1995, Seiten 17 bis 21) bewerten das biologisch
kompatible Keramikmaterial, das als Bioglass® bekannt
ist, als Knochenfüllstoff
allein und in Kombination mit autogenem Knochenmehl aus der Schädeldeckenrinde.
Eine Follow-up-Studie wird von Wheeler et al. beschrieben (J Biomed
Mater Res, 41, 527–533,
1998), und diese vergleichen Partikelgrößenbereiche für Bioglass® und
OrthovitaTM und fanden, dass ein schmalerer
Partikelbereich nicht besser als ein breiterer Partikelbereich war.
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EP-A-0577342
betrifft ein gesintertes Hydroxyapatit als möglichen Knochenfüllstoff.
Eine kleine Menge (bis zu 10 Gew.-%) eines biologisch kompatiblen
Glases kann als Sinterhilfe enthalten sein.
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WO-A-96/24364
beschreibt ein antimikrobielles Glas, das Metallionen freisetzen
kann, damit eine bakterizide oder bakteriostatische Wirkung erzielt
wird.
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WO-A-97/31661
beschreibt die Verwendung eines Knochenmorphogeneseproteins, das
frei von immunogenem 25 bis 55-KD-Protein
ist, zusammen mit Collagen und einem Träger, der Hydroxyapatit oder
eine Biokeramik sein kann.
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Inerte
Materialien mit hoher mechanischer Festigkeit wurden klinisch getestet.
Apatit-Wollastonit (A-W)-Glaskeramik wurde in Kombination mit gemahlenem
Allotransplantat und Fibrin-Kleber mit einigem Erfolg bei der Korrektur
von THAs verwendet. Die direkte Bindung zwischen Knochen und A-W-Glaskeramik-Granulat
wurde histologisch gesehen. Es gibt jedoch keinen Ersatz des inerten
Materials mit Zeit, um verlorenes Knochenmaterial zu ersetzen, sollte
eine anschließende
Korrektur nötig
werden. Zur Behandlung dieses Problems entwickelte sich das Interesse
an biologisch aktiven Materialien. Osteogenes Protein-1 (BMP-7)
(Stryker Biotech) ist ein Wachstumsfaktor in der TGF-β-Superfamilie,
von dem gezeigt wurde, dass es die knochenproduzierenden Zellen
in vitro und in vivo stimuliert. Es kann ebenfalls den Knocheneinbau
rund um die Implantate steigern, wohingegen Hydroxyapatit (HA) eine
Alternative zum Knochen-Allotransplantat sein kann. Pro-Osteon wurde
in verschiedenen Studien als Füllstoff
für Knochenhohlräume verwendet.
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Eine
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines
Materials, das sich zum Verdichten von Knochendefekten eignet, beispielsweise in
einem frakturierten oder gebrochenen Knochen, einschließlich dem
Gesichtsknochen, dem Kiefer und der Zähne. Das Material ist besonders
geeignet zum Verdichten von Knochendefekten an lasttragenden Stellen,
wie primären
Gelenkarthroplastiken (beispielsweise um Hüftprothesen und Kniegelenke), während gleichzeitig
in dem behandelten Defekt die Knochenregeneration wieder ermöglicht wird.
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Die
vorliegende Erfindung stellt in einem Aspekt einen Begleitstoff
aus biologisch kompatiblen wasserlöslichen Glas(BWSG)-Partikeln
und zerkleinerten Knochenpartikeln bereit, wobei der Partikelgrößenbereich
und die Partikelgrößenverteilung
vorher ausgewählt
wird, damit man ein Aggregat bilden kann. Das BWSG umfasst 20 bis
35 Mol-% N2O; 18 bis 30 Mol-% CaO und 45
bis 60 Mol-% P2O5.
Die Partikelverteilung kann gemäß der Fuller-Kurve
der maximalen Verdichtung der Partikel ausgewählt werden.
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Entscheidenderweise
fanden wir, dass die Zugabe von BWSG, entweder als Auflockerungsmittel
in einem 50/50-Volumengemisch, oder durch Addieren der zur Erzielung
der Fulleranforderungen nötigen
Partikelgröße(n), die
Scherfestigkeit des Knochens steigert. Wünschenswerterweise sind mindestens
10 Vol.-%, gewöhnlich
25% oder 40 Vol.-%, BWSG in dem Gemisch zugegen.
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Die
Begleitstoffe können
beispielsweise Partikel umfassen, die eine Siebgröße von 0,1
mm bis 10 mm, vorzugsweise 0,2 mm bis 8 mm, besonders bevorzugt
0,5 mm bis 6 mm, passieren können.
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Fallen
die Durchmesser des Großteils
der Partikel in den bevorzugten Bereich von 0,5 mm bis 6 mm, erzeugt
die folgende typische Partikelverteilung (die der Fullerkurve entspricht)
ein gut abgestuftes Gemisch:
Partikel 6,0 mm bis 5,0 mm = 7,0
Partikel
5,0 mm bis 4,0 mm = 9,0
Partikel 4,0 mm bis 3,0 mm = 11,5
Partikel
3,0 mm bis 2,5 mm = 7,5
Partikel 2,5 mm bis 2,0 mm = 9,0
Partikel
2,0 mm bis 1,5 mm = 11,5
Partikel 1,5 mm bis 1,0 mm = 16,5
Partikel
1,0 mm bis 0,5 mm = 28,0
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Der
Begleitstoff der vorliegenden Erfindung weist hervorragende mechanische
Stabilität
auf und kann die Prothese ähnlich
einem in einem Kiesaggregat eingesunkenen Brückenpfeiler in das gesunde Knochengewebe "zementieren".
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Verbesserte
Ergebnisse wurden erhalten, wenn die Knochenpartikel vor dem Gebrauch
gewaschen werden. Wir nehmen an, dass das Waschen den "Feuchtschlamm" entfernt, der aufgrund
einer gesteigerten Fett- und Markfreisetzung in fein gemahlenen
Knochenpartikeln produziert wird. Das Vorhandensein von "Feuchtschlamm" senkt die Scherfestigkeit
des Verbundstoffes.
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Die
kritischen Eigenschaften des durch den Begleitstoff gebildeten Aggregates
sind Partikelgrößenverteilung,
interner Reibungswinkel, Dilatanz und Grad der Flüssigkeitssättigung.
Die Flüssigkeit
kann irgendeine sterile Flüssigkeit
sein (wie Wasser oder eine Proteinlösung), kann jedoch vorteilhafterweise lösliche Wachstumsfaktoren
enthalten, die die Knochenreparatur und/oder bestimmte Knochen-Stammzellen
oder die durch Tissue Engineering hergestellten knochenbildenden
Zellen fördern.
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Zur
Bildung des stärksten
Aggregats (oder des Aggregates, das gegenüber Scherspannung am beständigsten
ist), sollte das erfindungsgemäße Material
die folgenden Eigenschaften haben:
- 1. "Ideale" Partikelgrößenverteilung;
- 2. niedrigen Hydratationszustand;
- 3. aufeinanderfolgende Pressschichten von gut gemischtem Material;
- 4. mit einer großen
Menge an Joule/Volumen zusammengepresst; und
- 5. fest eingegrenzt (Verwendung von Gittern)
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Eine "ideale" Partikelgrößenverteilung
steht für
ein Gemisch unterschiedlicher Partikelgrößen, das das stärkste Aggregat
bildet. Wie vorstehend erläutert
wurde dies durch Fuller bestimmt, der mathematisch die graphische
Kurve (Fuller-Kurve) der Partikelverteilung bestimmte, die die Abfolge
von Kugeln veranschaulicht, welche in "Lücken" passen, und die, wenn
diese in unendlich kleine Kugelgrößen überführt werden, ermöglichen,
dass eine Pyramide aufgebaut wird. Bei der Erwägung unregelmäßig geformter
Partikel ist es eine anerkannte Praxis, den linearen Log des Bereichs
der verfügbaren
Größen zu verwenden,
um ein ideales Gemisch zu bestimmen, wenn es kein unendliches Angebot
an immer kleineren Partikelgrößen gibt.
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Experten
der Bodenmechanik haben entdeckt, dass die mechanischen Eigenschaften
einer beliebigen Ansammlung von Partikeln oder ein "Aggregat" von der Partikelgrößenverteilung
abhängt, und
nicht von den jeweiligen Eigenschaften des Partikels. Die Partikelgrößenverteilung
sämtlicher
Testmaterialien in diesem Projekt wurde daher mittels Siebanalyse
bestimmt.
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Die
Gerade des linearen Logarithmus (statt der Fuller-Kurve) hat aus
zwei Hauptgründen
bestimmte Vorteile bei der experimentellen Verwendung:
- 1. Fuller beruht auf dem Verdichten von "Kugeln", die sich von spitzen oder eckigen
Partikeln ziemlich unterscheidet.
- 2. Man geht davon aus, dass die Gerade des linearen Logarithmus "gut abgestufte" Böden im Bauingenieurwesen
veranschaulicht (d.h. es ist eine große Verteilung von Partikelgrößen vorhanden). Gut
abgestufte Böden
erzielen bei der Kompaktierung größere Dichten als andere und
sind daher scherbeständiger.
Da derzeitige Knochenmühlen einen
endlichen Bereich an Partikelgrößen (~5 mm
bis ~0,3 mm) produzieren, ist das Ziehen einer geraden Linie auf
der logarithmischen Darstellung das Beste im Sinne der "Bodenmechanik".
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Man
beachte, dass Fuller theoretisch verlangt, dass fast 30% seiner
Partikelgrößen unter
dem Minimum liegt, das derzeit in Knochenmühlen erzeugt wird. Dies bedeutet,
dass durch Verwendung der Fuller-Kurve sogar ein Festigkeitsverlust
vorliegt. Die Verwendung einer zweiten Mühle zur Produktion sehr kleiner
Partikel kann die Zwischenräume
des Transplantates potentiell blockieren und die Neovaskularisation
des impaktierten Transplantates stören. Ungeachtet des Vorstehenden
wurde ein hergeleitetes Gemisch (auf der Basis von Fuller, mathematisch bestimmt
als 34% 3 mm-Aesculap-Mühle
+ 66% 6 mm-Aesculap-Mühle)
produziert, kompaktiert und in Bezug auf Scherung getestet.
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Unsere
Untersuchungen ergaben, dass sich:
- 1. gut-abgestufte
Aggregate von gesättigtem
Allotransplantat-Knochen/BWSG
unter Kompaktierung nicht in Bezug auf das Dehnungs-Spannungsverhalten
unterscheiden.
- 2. gut abgestufte Aggregate von gesättigtem Allotransplantat-Knochen/BWSG in einem
Gliederknochen-Defektmodell beim Schaf nicht in Bezug auf Geschwindigkeit
und Qualität
des Wiedereinbaus unterscheiden.
- 3. gut abgestufte Aggregate von gesättigtem Allotransplantat-Knochen/BWSG in einem
Hüftoperationsmodell
beim Schaf nicht in Bezug auf den Wiedereinbau oder die mechanische
Stabilität über einen
Zwölfmonatszeitraum
unterscheiden.
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Das
wasserlösliche
Glas setzt vorzugsweise Calcium- und/oder Phosphat-Einheiten steuerbar
frei und löst
sich stetig über
einen Zeitraum, der sich zur Knochenreparatur eignet. Man stellt
sich vor, dass der Einschluss von Glas das gesunde Knochenwachstum
effizienter fördert
als es nur mit zerkleinerten Knochenpartikeln möglich wäre. Bei einer Ausführungsform
können
andere aktive Inhaltsstoffe – insbesondere
solche, die die Infektion oder Krankheit bekämpfen oder die das gesunde
Knochenwachstum fördern – kontrollierbar
freigesetzt werden, wenn sich das wasserlösliche Glas auflöst. Besonders
erwähnt werden
können
Wachstumsfaktoren, die in Knochengewebe aktiv sind, und Knochenstammzellen
oder durch Tissue-Engineereing hergestellte knochenbildende Zellen.
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Bei
einem weiteren Aspekt stellt die vorliegende Erfindung ein Verfahren
zur Reparatur von defektem Knochen an einer lasttragenden Stelle
bereit, wobei das Verfahren das Kompaktieren eines Begleitstoffes
wie vorstehend beschrieben, in den Knochendefekt umfasst.
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Bei
einer Ausführungsform
umfasst der Knochendefekt den Bereich um eine Prothese (insbesondere
eine Hüftgelenksprothese),
der durch Makrophagenaktivität
beschädigt
ist.
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Phosphorpentoxid
(P2O5) wird als
Glasbildner des biologisch abbaubaren Glases verwendet, das in dem
Begleitstoff verwendet wird.
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Alkalimetalle,
Erdalkalimetalle und Lanthanoidoxide oder -carbonate werden bevorzugt
als Glasmodifikatoren verwendet.
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Der
Mol-Prozentsatz der Alkalimetalle, Erdalkalimetalle und Lanthanoidoxide
oder -carbonate ist gewöhnlich
kleiner als 60%, vorzugsweise zwischen 40 bis 60%.
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Borhaltige
Verbindungen (beispielsweise B2O3) werden vorzugsweise als Glasadditive verwendet.
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Der
Molprozentsatz der borhaltigen Verbindungen ist gewöhnlich kleiner
als 15% oder weniger, vorzugsweise kleiner als 5%.
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Andere
Verbindungen können
ebenfalls zum Glas gegeben werden, um seine Eigenschaften zu modifizieren,
beispielsweise SiO2, Al2O3, SO3, Sulfationen
(SO4 2–) oder Übergangsmetallverbindungen (beispielsweise Übergangsmetallverbindungen
der ersten Reihe des Periodensystems).
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Die
erfindungsgemäß verwendeten
löslichen Gläser umfassen
gewöhnlich
Phosphorpentoxid (P2O5)
als Hauptglasbildner, zusammen mit einem oder mehreren glasmodifizierenden
nicht-toxischen Materialien, wie Natriumoxid (Na2O),
Kaliumoxid (K2O), Magnesiumoxid (MgO), Zinkoxid
(ZnO) und Calciumoxid (CaO). Die Geschwindigkeit, mit der sich das
Glas in Flüssigkeiten
löst, wird
bestimmt durch die Glas-Zusammensetzung, gewöhnlich durch das Verhältnis des
Glasmodifikators zum Glasbildner und durch die relativen Anteile
in dem Glas. Durch geeignete Einstellung der Glas-Zusammensetzung
können
Auflösungsgeschwindigkeiten
in Wasser bei 38°C
von im Wesentlichen null bis 25 mg/cm2/Stunde
oder mehr aufgebaut werden. Die am stärksten gewünschte Auflösungsgeschwindigkeit R des
Glases ist zwischen 0,01 und 2,0 mg/cm2/Stunde.
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Das
wasserlösliche
Glas ist vorzugsweise ein Phosphatglas und umfasst vorzugsweise
eine Quelle für
Silberionen, die vorteilhafterweise während der Herstellung als Silberorthophosphat (Ag3PO4) eingebracht
werden können.
Das Glas ermöglicht
vorzugsweise die kontrollierte Freisetzung von Silber- oder anderen
Metallionen, beispielsweise Zn, Cu, Mg, Ce, Mn, Bi, Se und Cs (vorzugsweise
Ag, Cu, Zn und Mg), und anderer Bestandteile in dem Glas, und der
Gehalt dieser Additive kann gemäß den Verwendungsbedingungen
und der gewünschten
Freisetzungsraten abhängen,
wobei der Silbergehalt gewöhnlich
bis zu 5 Mol-% beträgt.
Wir folgen zwar der Übereinkunft
bei der Beschreibung der Zusammensetzung des Glases in Bezug auf
Mol-% der Oxide, Halogenide und der Sulfationen, jedoch soll dies
weder implizieren, dass diese Spezies in dem Glas zugegen sind,
noch dass sie für
den Ansatz zur Herstellung des Glases verwendet werden.
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Die
optimale Freisetzungsrate der Metallionen (beispielsweise Ag, Cu,
Zn oder Mg oder eines der anderen vorstehend genannten Metallionen)
in eine wässrige
Umgebung kann je nach den Umständen
und insbesondere durch die spezifische Funktion des freigesetzten
Metallions ausgewählt
werden. Die Erfindung stellt eine Maßnahme zur Abgabe von Metallionen
in ein wässriges
Medium in einer Rate bereit, die eine Konzentration an Metallionen
in dem wässrigen
Medium von nicht weniger als 0,01 Teilen pro Million und nicht mehr
als 10 Teilen pro Million aufrecht erhält. In einigen Fällen kann
die erforderliche Freisetzungsrate derart sein, dass das gesamte zum
System zugegebene Metall in einem kurzen Zeitraum von Stunden oder
Tagen freigesetzt wird, und in anderen Anwendungen kann es vorkommen, dass
das Gesamtmetall langsam in einer im Wesentlichen gleichmäßigen Rate über einen
Zeitraum freigesetzt wird, der sich über Monate oder sogar Jahre erstreckt.
In bestimmten Fällen
kann es zusätzliche Anforderungen
geben, beispielsweise kann es wünschenswert
sein, dass kein Rückstand übrig bleibt, nachdem
die Quelle für
Metallionen erschöpft
ist, oder in anderen Fällen,
wo das Metall verfügbar
gemacht wurde, ist es gewünscht,
dass beliebige andere Materialien als das Metall selbst, welche
gleichzeitig freigesetzt werden, physiologisch unbedenklich sind.
In noch andern Fällen
kann es nötig
sein, dass auf jeden Fall der pH-Wert der resultierenden Lösung nicht
außerhalb
bestimmter Grenzen liegt.
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Der
Molprozentsatz dieser Additive in dem Glas ist kleiner als 25%,
vorzugsweise kleiner als 10%.
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Bei
einer bevorzugten Ausführungsform
hat das BWSG die Zusammensetzung 20 bis 35 Mol-% Na2O;
18 bis 30 Mol-% CaO und 45 bis 60 Mol-% P2O5.
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Die
vorliegende Erfindung wird nachstehend anhand der folgenden nicht-einschränkenden
Beispiele und Figuren eingehender beschrieben. Es zeigt:
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1,
ein Schaubild, die Mohr-Coulomb-Werte für 100% Knochentransplantat,
das mit einer Straumann-Mühle
(Straumann) gemahlen wurde, mit einer 6 mm Aesculap-Mühle (Aesculap
6 mm) gemahlen wurde, oder für
die gewaschenen Mahlprodukte aus diesen Mühlen (Straumann, gewaschen
und Aesculap, gewaschen);
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2,
ein Schaubild, die Mohr-Coulomb-Werte für 100% Knochentransplantat,
das mit einer Straumann-Mühle
(Straumann) gemahlen wurde, mit einer 6 mm Aesculap-Mühle (Aesculap
6 mm) gemahlen wurde, oder für
Gemische, hergestellt aus einem 50:50 (bezogen auf das Volumen)
Gemisch aus Triphosphat-Calciumhydroxyapatit
(TCHPA) und den gemahlenen Produkten der 6 mm-Aesculap-Mühle (Aesculap & TCPHA) oder aus
dem biologisch kompatiblen wasserlöslichen Glas und den gemahlenen
Produkten der 6 mm-Aesculap-Mühle
(Aesculap & BG)
oder für
ein Gemisch, geformt aus diesen gemahlenen Produkten der Straumann-Mühle zusammen
mit biologisch kompatiblen wasserlöslichen Glaspartikeln der Größe und Mengen,
die zur Bildung eines "idealisierten" Aggregates benötigt werden
(Straumann, idealisiert mit BG).
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3,
ein Schaubild, die Mohr-Coulomb-Werte für 100% Knochentransplantat,
das mit einer 6 mm-Aesculap-Mühle
(Aesculap 6 mm) gemahlen wurde, die gewaschenen gemahlenen Produkte
dieser Mühle
(Aesculap, gewaschen), ein 33:66 (bezogen auf das Volumen) Gemisch
von Knochentransplantat, das mit 3 mm- und 6 mm-Aesculapmühlen (Aesculap, idealisiert)
gemahlen wurde, und mit Aesculap gemahlene, über Sieb getrennte und rekonstituierte
Knochenpartikel nach den Anforderungen der Fuller-Kurve (Aesculap
linear log).
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Beispiel 1
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Biomechanische Aspekte – Schertest
und In-vitro-Modellierung
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Die
Tests in diesem Beispiel wurden mit einem aus einer "Knochenbank" erhaltenen umfangreichen
Material an frischem gefrorenem Humanknochen (Femurköpfe) sehr ähnlich wie
im klinischen Szenario durchgeführt.
Die Verfügbarkeit
des Transplantates war stark eingeschränkt. Die mechanischen Tests
waren auf 25 je Testprobe eingeschränkt. Jede Testprobe stellte
eine Zufallsprobe dar, die aus der gut gemischten Kombination von zehn
Femurköpfen
entnommen wurden, die zusammen gemahlen wurden. Sämtliche
Tests mussten in Anlehnung an die Gesundheits- und Sicherheitsvorschriften
unter Einsatz universeller Vorsichtsmaßnahmen erfolgen.
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Die
Kurven für
die Partikelgrößenverteilung für jede Mühle wurde
bestimmt durch Sieben des Transplantates, das aus fünf Femurköpfen produziert wurde,
die jede Mühle
passiert hatten. Die verschiedenen mechanischen Tests erforderten
jeweils 10 Femurköpfe,
die ebenfalls auf die gleiche Weise hergestellt und präpariert
worden waren. Dies beinhaltete das Auftauen in warmer Kochsalzlösung, die
Entfernung von Weichgewebe und cystischen Bereichen, die Entfernung
von sämtlichen
Kortikalknochen-Überresten,
wie Femur-Sporn, und das Teilen in große Chips vor dem Mahlen. Die
Femur-Köpfe wurden
zufallsgemäß aus dem
Vorrat entnommen, und das gemahlene Transplantat wurde gründlich in einem
einzelnen Behälter
gemischt, um die Unterschiede zwischen verschiedenen Femurköpfen zu reduzieren.
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Für die mechanischen
Tests wurde das Gemisch dann in 5 gleiche Proben unterteilt, die
jeweils separat an 5 verschiedenen Axiallasten untersucht wurden.
Mehr als 5 Testproben wären
zwar von Vorteil gewesen, jedoch war es nicht möglich, die ursprüngliche
Probe in mehr als 5 Gruppen zu unterteilen und trotzdem genug Material
für jeden
Test zu besitzen. Die Ergebnisse sind als "Kurvenfamilie" dargestellt – fünf einzelne Linien bei jeder
der fünf
Lasten. Sämtliche
Proben wurden bei Raumtemperatur, in feuchtigkeitshaltenden Behältern während der Tests
aufbewahrt.
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Materialien und Methoden
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Ein
EndocotsTM-Sieb-Schüttler wurde für sämtliche
Analysen verwendet. Knochentransplantat, das aus derzeit verwendeten
Knochenmühlen verwendet
wurde, wurde durch einen Bereich von Siebgrößen zur Bestimmung des Bereichs
gesiebt. 99,99% dieses Knochens wurde eingefangen und zwischen den
folgenden Siebgrößen getrennt;
5,6 mm, 4,0 mm, 2,8 mm, 2,0 mm, 1,4 mm, 1,0 mm, 0,71 mm, 0,5 mm
und 0,3 mm. Dieser Bereich ermöglichte die
Bestimmung von 8 Fraktionierungen unter 5,6 mm.
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Der
Feuchtsprühkopfadapter,
Dichtungsringe und Sammelröhre
wurden für
die Nassanalysen verwendet. Ein Wassersprühkopf bei 35 bis 40°C mit einem
Fluss von 10 l/min. wurde zum Waschen des Knochens über die
Siebe verwendet. Jede Probe wurde bei 50 Hz mit einer zwischendurch
erfolgenden vertikalen Oszillation (Stufe 9,2 sec. aus, 5 sec. an)
für 90
min vibriert. Der erste augenscheinlichste Befund bei diesem Schema
war, dass es ein signifikantes Problem beim Sieben von Nass-Transplantat gab.
Während
des Nass-Siebeverfahrens wurde beobachtet, dass ein "Verklumpen" von Transplantat auf
der Oberseite jedes Siebes erfolgte. Man nahm an, dass dies auf
einer Kombination der natürlichen hydrophilen
Beschaffenheit des Transplantates und auch der Wirkung kleiner gelatineartiger
Weichgewebestränge
beruhte, die immer noch in dem gemahlenen Knochen zugegen waren,
was den normalen Durchtritt kleinerer Partikel bei ihrer korrekten
Siebstufe verhinderte. Ein Steigern des Flüssigkeitsstromes, der Oszillationsleistung
oder der Zeit reduzierte dieses Phänomen nicht. Der Nassknochen
aus jeder Siebwanne wurde vor und nach dem Unterbringen auf einem
Dampftuch in einem Inkubator bei 40°C und 40% Feuchtigkeit über Nacht
gewogen. Der Inkubator wurde zur Entfernung der Flüssigkeit,
die zum Waschen des Transplantates durch den Siebturm verwendet
wurde, verwendet, da dies notwendigerweise in der ersten Messung
enthalten wäre.
Es wurde entdeckt, dass die relativen Anteile des Transplantates
bei gewichtsbezogenen Bestimmungen nicht durch den Hydratationszustand
beeinträchtigt wurden.
Es wurde jedoch beobachtet, dass das Transplantat nach der Zeit
im Inkubator nicht länger "verklumpte", und die Teilchen
selbst noch "feucht" und elastisch wie
bei ihrer ersten Mahlung waren. Aus diesem Grunde wurden die Proben
dann ohne Waschen gesiebt, und es wurde darauf geachtet, dass sie
rasch bis zu ihrer korrekten Siebstufe gelangten. Jede Probe wurde
bei 50 Hz mit dazwischen erfolgenden vertikalen Oszillationen (Stufe
6, 5 sec. aus, 2 sec. an) für
60 min vibriert. Nach dieser Zeit wurde jede Siebwanne gewogen und
das Sieben erfolgte weitere 5 min, bis weniger als jeweils 1% Gewichtsänderung
in den Wannen zutraf. Die neue Partikelgrößenverteilung wurde dann bestimmt.
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Biologisch
kompatibles wasserlösliches
Glas
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Das
in sämtlichen
Beispielen verwendete BWSG hatte die folgende Zusammensetzung:
33,4
Mol-% Na2O
19,6 Mol-% CaO
47,0
Mol-% P2O5
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Auflösegeschwindigkeiten
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- geglüht
= 0,8189 mg·cm–2·Std.–1.(geschmolzen
= 1,0312 mg·cm–2·Std.–1)
und das Glas wurde in geglühter
Form verwendet.
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Transplantat-Bestimmungen
gemäß linearem
Log und Fuller-Kurve
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Da
die verwendeten Siebgrößen auf
einer logarithmischen Skala beruhten, wenn die gleiche Menge Material
aus jedem Sieb verwendet wurde, konnte ein Aggregat, das eine lineare
logarithmische Partikelgrößenverteilung
aufwies, leicht erzeugt werden. Die mechanische Untersuchung eines
linearen Logarithmus eines reinen Knochens konnte daher nicht an
frischem gemahlenem Transplantat durchgeführt werden, da es gesiebt werden
muss. Frisches Transplantat wurde zur Produktion der besten Annäherung an
die Fullerkurve auf der Basis der mathematischen Berechnung der
idealen Anteile aus den beiden Mühlen
auf beiden Seiten der Kurve verwendet. Diese Technik statt der Zugabe
verschiedener Mengen an gesiebtem Transplantat zur Erzeugung einer
Fuller-Kurve wurde verwendet, da es näher an den Geschehnissen in
der klinischen Umgebung ist.
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Es
wurde zuvor gezeigt, dass unterschiedliche Mühlen unterschiedliche Partikelgrößenverteilungen
erzeugen, wenn eine kleine Menge konservierter Knochen analysiert
wurde. Diese Untersuchungen bestätigten
diesen frühen
Befund in frischem Human-Knochentransplantat.
Die Verteilungskurven ähneln
der Form für
die 6 mm-Aesculap-Mühle
und die Straumann-Mühle.
Die Straumann-Mühle
erzeugte ein relativ gut abgestuftes Gemisch an größeren Knochenpartikeln
verglichen mit der schlechter abgestuften kleineren Aesculapmühle. Diese
letztere Mühle
war näher
an der linear logarithmischen Geraden und der Fuller-Kurve, und
somit wurde erwartet, dass sie verbesserte mechanische Eigenschaften
in Bezug auf Scherfestigkeit aufwies. Interessanterweise hatte Schafknochen,
welcher auf ähnliche
Weise präpariert
wurde, eine andere Verteilungskurve (unveröffentlichte Daten), und kann
den klinischen Eindruck der erhöhten
Sprödigkeit
des Schafsknochens widerspiegeln.
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Scher-Untersuchung
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Zwei
grundlegende Elemente sind zur Untersuchung der mechanischen Eigenschaften
eines impaktierten Aggregates, wie Knochentransplantat, erforderlich:
Erstens eine Vorrichtung zur Simulation der Impaktierung, die idealerweise
die Energiemenge repliziert, die während des Impaction Grafting
ausgeübt
wird, und zweitens eine Vorrichtung zur Untersuchung der Scherfestigkeit
eines Aggregates. Grundlegende verarbeitende Prinzipien des Young-Moduls
oder der Strahl-Untersuchung treffen nicht zu aufgrund der partikelförmigen Beschaffenheit
der Testsubstanz. Der Schertest ermöglicht Eigenschaften, wie den
inneren Reibungswinkel, Kohäsion
und Mohr-Coulomb-Bruchhüllen
zur Bestimmung der verschiedenen Eigenschaften der Aggregate.
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Der Aufbau
des Impaktors nach Proctor
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Das
durch den Impaktor erzeugte impaktierte Pellet, das in dem Schertester
untersucht werden sollte, sollte idealerweise einen Durchmesser
von mindestens dem 20-fachen der mittleren Partikelgröße aufweisen.
Ein zu großer
Durchmesser würde Testmaterial
verschwenden, das einem Versorgungsengpass unterlag. Da unser Partikelbereich
von 300 Mikron bis 5,6 mm war, wurde ein Kompaktor-Durchmesser von
60 mm als optimal angesehen. Der Aufbau wurde so modifiziert, dass
die Kompaktierung von feuchtem Material, wie frischem Humantransplantat,
ermöglicht
wurde. Damit Feuchtigkeit, aber keine Partikel, entweichen konnten
(da Flüssigkeiten relativ
unkomprimierbar sind), wurden winzige Löcher mittels LASER in den Kolbenkopf
gebohrt. Die Flüssigkeit
konnte auch zwischen den Impaktorringen entweichen. Der Kolben war
ursprünglich
dazu ausgelegt, dass er mit jedem Stoß anstieg und abfiel, was einen
erheblichen Dämpfungseffekt,
insbesondere in der Feuchte, hatte. Dies wurde so modifiziert, dass
eine äquivalente
Masse fallen konnte, die ohne Dämpfung
auf den Kolben wirken konnte. Die auf jedes Testpellet ausgeübte Energie
war zu einer "Standard-Femur- Impaktierung" äquivalent. Diese wurde vorher
berechnet, indem die Energie gemessen wurde, die auf eine Kraftplatte
durch das distale Ende eines Femurs ausgeübt wurde, so dass ein 'routinemäßiges' Impaction Grafting
erfolgte.
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Abfolge der
Impaktierung
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Jedes
zu untersuchende Material wurde in drei gleichen Portionen oben
in den Impaktor eingebracht, damit eine gleichmäßige Kompaktierung gewährleistet
wurde.
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Das
erste Drittel wurde gleichmäßig in der Kammer
untergebracht, der Kolben auf die Probe gesenkt, und das Gewicht
24 Mal von der festgelegten Höhe
gesenkt. Der Kolben wurde dann gedreht (um zu verhindern, dass Testmaterial
an seiner Unterseite klebte) und entnommen.
-
Das
mittlere Drittel der Testprobe wurde dann oben auf die erste überschichtet
und 24 Mal wie zuvor impaktiert.
-
Das
restliche Drittel wurde dann zugegeben und auf ähnliche Weise impaktiert, so
dass das fertige Pellet 72 Stöße erhielt.
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Die
Impaktierungsgeschwindigkeit betrug etwa 1,5 Hz, ähnlich wie
im klinischen Szenario, und so langsam, dass Flüssigkeit entweichen konnte.
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Aufbau des
Cam-Schertesters
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Der
Cam-(Cambridge)-Schertester beruhte auf dem ursprünglichen
Aufbau nach Jenike. Der Innendurchmesser der Testzelle des Cam-Schertesters war
genau der gleiche wie beim Impaktor nach Proctor (60 mm) – und daher
nehmen sie die vom Impaktor erzeugten Pellets auf der Basis des
Ideals von mindestens dem 20-fachen des Durchmessers des durchschnittlichen
Testpartikels genau auf. Die Metallteile in der Nähe des Testmaterials
wurden aus Aluminium, Messing und Edelstahl hergestellt, so dass
eine Untersuchung von "feuchtem" Material ohne Korrosion
ermöglicht
wurde. Die Testzelle selbst wurde nicht verschlossen und ermöglichte ähnlich der
klinischen Situation eine gewisse Entweichung von Flüssigkeit
bei Ausübung
der Axiallast. Eine runde Testzelle wurde zur Reduktion des "Randeffektes" verwendet, welcher
ein Problem bei quadratischen Testzellen sein kann.
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Der
untere Scherring wurde auf der Basisplatte fixiert, der obere Ring
war mobil. Eine am oberen Ring befestigte Stoßstange empfing die Scherkraft
während
der Untersuchung. Diese Stange bewirkt, dass sich der obere Ring
eine konstanten Entfernung in einer konstanten Zeit (konstante Dehnungsrgeschwindigkeit)
relativ zum unteren Ring bewegt, und somit auf die Zellinhalte eine
Scherspannung ausübt.
Eine Lastzelle (Kraftwandler) am Ende der Stoßstange zeichnete die angelegte
Last auf. Die zurückgelegte
Strecke wurde mit einem linearen Spannungsversetzungswandler (LVDT)
in mm aufgezeichnet.
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Fünf gesonderte
Axiallasten wurden angelegt und unabhängig für jede Probe getestet. Die
Axialgewichte waren 1,75 kg (das Gewicht des Aufhängers allein),
26,75 kg, 51,75 kg, 76,75 kg und 101,75 kg. Diese Gewichte wurden
ausgewählt,
um eine Kurvenfamilie innerhalb des Bereiches normaler mechanischer
Humanbelastung von impaktiertem Transplantat in einer Hüftprothesenkorrektur
zu erzeugen.
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Abfolge der
Untersuchung
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Die
Testprobe wurde sofort in den Scherringen untergebracht, nachdem sie
wie vorstehend impakiert wurde. Die Basis des Impaktors war entfernbar
und ermöglichte
ein Andocken mit dem oberen Scherring. Der Kolben wurde zum Drücken des
Pellets in die Testzelle ohne Unterbrechen seiner Integrität verwendet.
Der Impaktor wurde dann entfernt.
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Die
Axiallastplatte aus Messing wurde dann über dem Testmaterial untergebracht,
um die Axiallast gleichmäßig zu verteilen,
und um die Testprobe innerhalb der Testzelle zu begrenzen. Der Axiallast-Aufhänger wurde
dann vorsichtig auf die Messingplatte gesenkt, so dass der Laststift
in die Vertiefung eingriff. Die Testprobe wurde dann fünf min. äquilibrieren
gelassen. Während
dieses Zeitraums wurde die Lastzelle auf die Stoßstange gebracht.
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Der
Test wurde begonnen, wobei die Voltmeter-Ablesungen sowohl für die LVDT
als auch für
die Lastzelle aufgezeichnet wurden.
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Der
Test wurde als beendet angesehen, wenn die Lastzelle ein offensichtliches
Versagen (einen drastischen Abfall des Stroms) erfasst, oder wenn
die Lastzelle für
einen langen Zeitraum konstant bleibt.
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Die
Probe wurde entnommen, aufgebrochen und wieder gemischt, zusammen
mit jeglicher verlorenen Flüssigkeit
(die mit einem feinen Pinsel aufgefangen wurde) und wie oben wieder
impaktiert wurde. Das Pellet wurde dann wie oben untersucht, jedoch mit
zusätzlichem
25 kg Gewicht auf dem Aufhänger.
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Die
vorstehende Abfolge wurde wiederholt, bis eine Kurvenfamilie für die eine
Probe bis zu 101,75 kg erzeugt wurde.
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Die
gesamte Ausrüstung
wurde dann vor dem nächsten
Test gründlich gereinigt
und getrocknet.
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Bewertung
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Der
Cam-Schertester, die LVDT und die Lastzellen wurden mit Sand bekannter
Scherfestigkeiten kalibriert.
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Während des
gesamten Testverfahrens wurden sämtliche
Proben in luftdichten Behälter
feucht gehalten, um ein Trocknen zu verhindern.
-
Es
erfolgten die folgenden Materialvergleiche:
- a)
Die mechanischen Eigenschaften von frischem Knochentransplantat,
das in zwei verschiedenen Knochenmühlen (6 mm-Aesculap-Mühle und Straumann-Mühle) gemahlen
wurde, wurden verglichen.
-
Ergebnisse
-
Die
Mohr-Coulomb-Bruchhülle
wurde hergeleitet von den Dehnungs-Spannungs-Kurven.
-
Es
gibt große
Unterschiede zwischen den mechanischen Eigenschaften von frischem
Human-Knochentransplantat, das von einer 6 mm Aesculap-Mühle, verglichen mit einer Straumann-Mühle, hergeleitet
wurde. Diese beiden Mühlen
wurden aufgrund ihrer sehr unterschiedlichen Partikelgrößenverteilungen
gewählt.
Theoretisch wurde die Hypothese aufgestellt, dass die schlechte
Abstufung der Partikel, die von der Straumann-Mühle produziert wurden, ein
Aggregat erzeugen würde,
das weniger scherbeständig
ist. Dies scheint sich in den Schertests herausgestellt zu haben
(siehe 1).
-
Es
besteht somit ein großer
Unterschied hinsichtlich der mechanischen Eigenschaften von frischem
Knochentransplantat, das in verschiedenen Mühlen hergestellt wurde.
- b) "Idealisiertes" Knochentransplantat
wurde mit dem Material von Absatz (a) oben verglichen.
-
"Idealisiertes" Knochentransplantat
wurde auf zwei verschiedenen Wegen hergestellt:
- i)
Begleitstoff von 33% in der 3 mm-Aesculapmühle und 66% in der 6 mm-Aesculapmühle gemahlenem
Knochen (Aesculap idealisiert), oder
- ii) über
Sieb getrennte und gemäß den Anforderungen
der Fuller-Kurve
wieder vereinigte Partikel (Aesculap, linear logarithmisch (gewaschen)).
-
Ergebnisse
-
Das
theoretische frische Gemisch auf der Basis der Fuller-Kurve war
schwächer
als Transplantat aus der Standard-Stammmühle. Dies kann auf einer Wirkung
der 3 mm-Mühle,
möglicherweise
auf einer gesteigerten Fett- und Mark-Wirkung von den enthaltenen
kleineren Spongiosafragmenten beruhen. Das theoretisch gewaschene,
gesiebte und wieder vereinigte Gemisch auf der Basis der linearen
logarithmischen Geraden war stärker
als frisches Transplantat aus der Stammmühle (siehe 3).
- c) Idealisiertes Mischtransplantat, hergestellt durch
Mahlen von Knochentransplantat mit der Straumann-Mühle und
Zugabe von BWSG-Partikeln mit solchen Partikelgrößen, dass das Gesamtgemisch
auf jeden Fall den Fuller-Eigenschaften entsprach.
-
Das
idealisierte Mischtransplantat wurde mit Knochentransplantat allein
entweder in der 6 mm-Aesculap-Mühle
oder in der Straumann-Mühle
verglichen.
-
Ergebnisse
-
Es
gab eine signifikante Verbesserung der Fähigkeit von Knochentransplantat
zur Scherfestigkeit nach der Zugabe der fehlenden Partikelgrößen. Dies
wurde in der Straumann-Mühle
bei der Zugabe von biologisch aktivem Glas beobachtet. Es ließ sich erwarten,
dass eine solche Verbesserung bei der Idealisierung der Aesculap-Mühle weniger
ausgeprägt war,
da sie bereits eine relativ gute Abstufung aufwies. Es ist interessant
zu beobachten, dass die Kohäsion
der Straumann-Mühle
mit oder ohne biologisch aktives Glas gleich ist, jedoch ist die
Steigung mit dem Additiv steiler.
- d) Ein 50/50
Gemisch, bezogen auf das Volumen, von Knochentransplantat, das durch
die 6 mm-Aesculap-Mühle
gemahlen wurde plus entweder idealisiertes BWSG oder TCP/HA. Diese beiden
Testgemische wurden mit dem Testgemisch von Absatz c) verglichen.
-
Ergebnisse
-
Sämtliche
Knochentransplantate wurden scherfester, wenn sie entweder mit biologisch
aktivem Glas oder (Tricalciumphosphat/Hydroxyapatit) TCP/HA vereinigt
wurden. Diese Wirkung wurde an Knochen aus beiden Knochenmühlen beobachtet, und
war besonders auffällig
in der Straumann-Mühle. Dies
beruht möglicherweise
auf der größeren Gesamtverbesserung
der Gemischabstufung, wenn die Straumann-Mühlenprodukte
mit einem gut abgestuften Additiv kombiniert werden, verglichen
mit der Aesculap-Mühle,
deren Anfangsabstufung bereits gut ist. Der Unterschied der Mohr-Coulomb-Steigung zwischen
einem 50/50-Gemisch
aus biologisch kompatiblem wasserlöslichem Glas, verglichen mit TCP/HA
war minimal (siehe 2).
- e)
Gewaschenes gemahlenes Transplantat (entweder 6 mm-Aesculapgemahlene
Partikel, Straumann-gemahlene Partikel oder 100 Knochentransplantat,
hergestellt durch Sieben und Wiedervereinigen des Gemischs), so
dass die Partikelgrößenverteilung
gemäß der Fuller-Kurve
mit den Gemischen von Absatz a) verglichen wurden.
-
Ergebnisse
-
Es
wurde bei beiden Mühlen
beobachtet, dass der einfache Vorgang des Waschens die Fähigkeit
des Aggregates zur Scherfestigkeit erheblich verbessert. Tatsächlich können die
Unzulänglichkeiten
bei der Abstufung, die die Eigenschaften des Knochens aus der Straumann-Mühle schwächen, beseitigt
werden. Das Waschen eines bereits gut abgestuften Gemischs steigert
weiterhin die mechanischen Eigenschaften (siehe 1).
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Beispiel 2: In-vivo-Untersuchung
-
Reife
Grey-Face-Schafe mit vollständigen bleibenden
Schneidezähnen
mit mehr als 60 kg Gewicht wurden in diesem Beispiel verwendet.
Die Schafe wurden von einem einzelnen Züchter bezogen, um zu gewährleisten,
dass sie einen gleichförmigen
Umwelt- und genetischen Hintergrund hatten.
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Herstellung von Allotransplantat-Knochen
-
Allotransplantat-Röhrenknochen
von Schaf wurden erhalten unter sterilen Bedingungen nach dem Abtöten von
2 Schafen.
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Die
proximalen Humeri, proximalen Femora und distalen Femora wurden
unter sterilen Bedingungen entnommen, von Weichgewebe gereinigt
und aus ihren Diaphysen herausgetrennt, so dass 500 g Spongiosa-Transplantat erhalten
wurden. Diese wurden dann in zwei gleiche Gruppen unterteilt und durch
eine kleine (3 mm Durchmesser) bzw. eine große (6 mm Durchmesser) Knochenmühle geleitet.
Ein Drittel des Transplantates aus der großen Mühle wurde mit dem gesamten
Transplantat aus der kleinen Mühle
gemischt, so dass eine gleichmäßigere Partikelgrößenverteilung
erzeugt wurde, die ein 'idealisiertes' Gemisch veranschaulicht.
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Es
wurden die folgenden vier Testgemische erzeugt:
Großes Mühlentransplantat,
idealisiert mit biologisch aktivem Glas;
Idealisiertes Knochentransplantat
mit idealisiertem BWSG (wie in Beispiel 1 verwendet) in einem 50/50 Gemisch,
bezogen auf das Volumen;
Idealisiertes Knochentransplantat
allein;
Idealisiertes BWSG (wie in Beispiel 1 verwendet) allein.
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Die
Gruppe 1 wurde hergestellt durch vorherige Bestimmung der Partikelgrößenverteilung
von Schafknochen, hergestellt durch die große Mühle, dann durch Zugabe der
korrekten Menge, bezogen auf das Volumen, von biologisch aktivem
Glas von jeder Partikelgröße zur Erzeugung
einer linearen logarithmischen Partikelgrößenverteilung. Die Gruppe 2 wurde
hergestellt durch Zugabe von biologisch aktivem Glas mit einer linearen
logarithmischen Partikelgrößenverteilung
in einem 50/50 Volumenverhältnis. Volumina
von biologisch aktivem Glas, verglichen mit Schafknochen, wurden
im Wissen der Masse und Dichte an einer Standard-Impaktierung verglichen. Proben
von den oberen vier Gruppen wurden dann in die Mikrobiologie zu
Kultur überführt, damit
die Sterilität
vor der Verwendung gewährleistet
war.
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Knochendefekttransplantation
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6
Röhrenknochendefekte
je Glied in einem Schafsmodell (12 Schafe) wurden unter Verwendung einer
negativen Kontrolle, impaktiertes Autotransplantat als positive
Kontrolle, und der wie vorstehend beschrieben hergestellten experimentellen
Gruppen mit einer zufälligen
Unterbringung der Transplantattypen entlang der Defektstellen transplantiert.
Die Defektstellen waren lateraler proximaler Femur-Röhrenknochen (distal zum größeren Trochanter),
lateraler distaler Femur-Röhrenknochen
und medialer proximaler Tibia-Röhrenknochen,
an den linken und rechten Beinen. Diese Stellen wurden ausgewählt, da
sie 6 relativ zugängliche
Defekte je Schaf in Bereichen des Röhrenknochens am Ende der gewichtstragenden
Langknochen erlaubten. Es stellte sich heraus, dass diese Bereiche
die lokale Umgebung simulierten, sofern Blutstrom, Zelltyp und Knochenarchitektur beim
klinischen Impaction Grafting betroffen waren, obgleich die Transplantate
selbst nicht einer direkten Last unterlagen. In Defekten untergebrachte
Transplantate wurden in einem Design des lateinischen Quadrates
verteilt. Tiere wurden zusammen in einem 15 × 20 m Gehege gehalten, und
sie konnten sich selbst mit der Umgebung und mit Humankontakt vertraut
machen. Einzelställe
wurden zur postoperativen Genesungsperiode verwendet. Tetracyclinmarkierung
wurde zur Unterscheidung des Wirts- vom Transplantatknochen verwendet.
Die Bewertung der Transplantate nach dem Töten der Tiere wurde nach 7
und 14 Wochen durchgeführt
(6 Tiere in jedem Fall), wobei Histomorphometrie verwendet wurde. Die
Hälfte
jedes Defektes wurde in Paraffin eingebettet und gefärbt, um
die Angiogenese zu bewerten, und die andere Hälfte wurde in Kunststoff eingebettet und
zur Histomorphometrie geschnitten.
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Ein
Proctor-Impaktor ähnlich
dem in Beispiel 1 beschriebenen, welcher jedoch ein 15 mm-Pellet erzeugte,
wurde hergestellt. 15 mm wurde als der größte Defekt angesehen, der in
einem Schaf-Femur sicher hergestellt werden konnte.
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Operative
Technik
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Ein
Loch mit 15 mm Durchmesser wurde bis zu 15 mm Tiefe in die Spongiosa
an jeder der Stellen gebohrt. Wo erforderlich wurde zuerst ein 3
mm Pilot-Loch gebohrt, so dass die Positionierung in der Spongiosa
bestätigt
werden konnte. Knochenabschabungen aus dem Loch wurden für das Autotransplantat-Pellet
gesammelt. Eine Teflon-Führung wurde
dann über
dem Loch ausgerichtet und mit zwei AO-Kleinfragment-Schrauben gebohrt
und geeignet mit einem Gewinde versehen. Das Loch war dann für sein Pellet
empfangsbereit. Das Pellet wurde produziert durch Zugabe des Materials
in drei gleichen Portionen, 24 maliges Impaktieren und Drehen des
Kolbens bei Zugabe der jeweiligen drei Portionen.
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Der
kleinere Impaktor mit seiner Kolbenstange wurde dann in das Operationsfeld überführt und an
die Teflonführung "angedockt". Die Führung ist haltbar,
sterilisierbar und so elastisch, dass sie die Umrisse des darunter
liegenden Knochens annimmt und jegliches Gleiten verhindert, wenn
das Pellet eingeführt
wird.
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Der
Kolben wurde dann mit 16 mm-Gewinde versehen, um das Pellet in das
15 mm tiefe Loch einzubringen, so dass 1 mm für die Teflonführung übrig blieb.
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Nach
dem Einführen
des Pellets wurde die Teflonführung
mitsamt Schrauben entfernt. Jedes Rest-Transplantat wurde glatt
mit dem Cortex abgebürstet,
und Fremdkörper
wurden von dem Bereich abgebürstet.
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Der
Bereich wurde mit einem Tupfer getrocknet und Polymethylmethacrylat-Knochenzement
wurde über
den Bereich als Dichtungsmittel gegossen. In den Zement wurde ein
Kreuz eingedrückt,
um die Stelle des Defektes zu markieren, und um eine leichtere Lokalisation
bei der histologischen Sektion zu ermöglichen.
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Sobald
der Zement gehärtet
war, wurden die Weichgewebe über
dem Zementstopfen mit 2/0 Vicryl geschlossen, und die Haut wurde
auf Standard-Weise geschlossen.
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Die
Impaktierungsgeschwindigkeit war etwa 1,5 Hz, ähnlich dem klinischen Szenario
und so langsam, dass Flüssigkeit
entweichen konnte. Dies wurde über
den gesamten Zeitraum beibehalten.
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ERGEBNISSE
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Die
Regeneration von Knochen wird in Defekten beobachtet, die mit dem
Gemisch aus biologisch kompatiblem wasserlöslichem Glas und dem Knochentransplantat
behandelt wurden.
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Beispiel 3: Hüft-Prothese-Experimente
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Hüftprothese
nach proximaler Femur-Überbohrung
und Impaction Grafting von Femur und Acetabulum wurde in 15 Schafen
unter zufallsgemäßer Verwendung
von linken und rechten Hüften
durchgeführt.
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Reife
Merino-Hammel (kastrierte erwachsene Männchen) mit vollständigen bleibenden
Schneidezähnen
und mit mehr als 50 kg Gewicht wurden von einem einzelnen Züchter erhalten,
damit eine gleichförmige
Umgebung und genetischer Hintergrund gewährleistet war.
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Die
Schafs-Femur-Diaphyse hat keine Spongiosa und ist äußerst fettig.
Zur Simulation einer Korrektursituation wurde der proximale Femur "überbohrt", bis nur eine dünne kortikale Hülle übrig blieb. Dies
schafft ein gutes Modell der ähnlich
schlechten Umgebung für
eine Operation, wie den Korrekturfällen, die beim Menschen vorkommen.
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Transplantat
wurde durch eine Spritze in den Femurkanal eingeführt, und
nach unten gestopft. Als der Femurkanal mehr als halbvoll war wurde
das Femur-Stammmodell zur Impaktierung des Transplantates mit Hammerschlägen verwendet.
Das Modell ließ sich
immer schwerer in das Transplantat impaktieren, wobei Transplantatflüssigkeit
aus dem Mantel ausgetrieben wurde. Die Impaktierung in dieser Stufe erfolgte
langsamer, so dass Flüssigkeit
entweichen konnte und eine elastische Verformung des Transplantates
und des Femurs ermöglicht
wurde. Es wurde die korrekte Ante-Version des Modells und die axiale
Ausrichtung (zur Wiederherstellung der anatomischen Kopfposition),
mit einem umlaufenden Transplantatmantel angestrebt. Eine genaue
Untersuchung des Corticalrings wurde auf dieser Stufe aufrecht erhalten,
um jegliche Haarbrüche
zu erfassen, die sich entwickeln könnten. Die Linie auf dem Zentrierstab
stimmte bei korrektem Sitz mit der Markierung im Fenster des Modells überein.
Die Impaktierung war beendet, wenn die Zugabe von mehr Transplantat
verhinderte, dass das Modell diese Linie trotz weiterer Impaktierungsarbeit
erreichte. Im Falle sich bildender Haarrisse wurde das Modell leicht
weggezogen, ein Paar Circlage-Drähte
wurde um den proximalen Femur gespannt, und das Modell wurde neuerlich
impaktiert.
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Sieben
Schafe erhielten reines Knochen-Allotransplantat und 8 Schafe erhielten
ein 50/50 (bezogen auf das Volumen) Transplantat/BWSG-Gemisch. Eine weiteres
Schaf wurde ebenfalls in die reine Transplantat-Gruppe für eine Kleinstbewegungs-Analyse
aufgenommen, die einen Vergleich mit einem klinisch lockeren Implantat
ermöglicht.
Ein Testschaf wurde 84 Tage nach der Operation getötet, wobei
das Kontrollschaf für
klinisch lockere Implantate eine Woche früher getötet wurde (aufgrund von Lahmheit).
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ERGEBNISSE
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Die
Absenkung der Femurkomponente in dem 50/50-Gemisch war die gleiche
wie sie für
das einfache 100% Knochentransplantat beobachtet wurde, die heutigen
Literaturberichten zufolge jeweils mäßig waren.
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Die
Kleinstbewegung war zwischen den beiden Gruppen ähnlich und lag im Bereich von
dem, was die Literatur als repräsentative
Werte für
stabile Implantate ansieht.