DE2816072A1 - Prothetische mittel und verfahren zu ihrer herstellung - Google Patents

Description

L 8O4 C (vdB/gs) 13. April I978

DD-II313-G

UNION CARBIDE CORPORATION New York, N.Y., V.St.A.

Prothetische	Mittel	und	Verfahren	zu	ihrer	Herstellung
beanspruchte Priorität:	14.	April	1977 - v	.St	.A. -	Nr. 787,531

Die Erfindung betrifft allgemein prothetische Mittel mit Überzügen aus ausgewählten porösen thermoplastischen Kunststoffen, die eine besonders günstige biomechanische Umgebung zur Fixierung der Mittel mittels eines Knocheneinwachsmechanismus schaffen. Bei einer Ausführungsform bezieht sich die Erfindung auf die Verwendung von bestimmten thermoplastischen Kunststoffen mit einem mittleren Modul und von faserverstärkten thermoplastischen Kunststoffen als poröse Überzüge für Bereiche der prothetLschen Mittel, wo eine Langzeitfixierung des Knochens durch ein Gewebeeinwachsen erwünscht wird. Bei einer weiteren Ausführungsform ist die Erfindung auf ein Verfahren zum Überziehen von prothetischen Mitteln mit ausgewählten biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoffen gerichtet.

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ORIGINAL INSPECTED

In der Literatur sind bereits verschiedene Methoden für ein Befestigen von prothebischen Mitteln an die Skelettmuskulatur beschrieben. Diese Methoden können in die nachstehenden Kategorien eingeordnet werden: 1. Eine dentale Impaktion, 2. Nägel und Schrauben, 3· Zementmassen und 4. Substanzen mit porösen Oberflächen. Die Verwendung von Implantaten mit porösen Oberflächen zur Fixierung verschafft anerkanntermaßen potentiell bemerkenswerte Vorteile, jedoch ist diese Technik wegen .Schwierigkeiten bezüglich einer frühzeitigen Fixierung und der erforderlichen Langzeitstabilität, die bei Anwendung bekannter Mittel auftraten, von der praktischen Chirurgie nicht akzeptiert worden. Frühere Erfindungen schließen den Gegenstand der US-PS 3 986 ein, die "verbesserte" zusammengesetzte prothetische Mittel mit einem Überzug aus einem porösen Polymerisat für eine Fixierung des Knochens durch Gewebeeinwachsen beschreibt. Die porösen Polymerisate, die als brauchbar genannt sind, weisen eine spezifische Dichte und gegenseitige Porenverbindungen eines spezifischen mittleren Porendurchmessers auf. Unter diesen erwähnten Polymerisaten sind Polyäthylen und Polypropylen hoher Dichte sowie Gemische dieser Polymerisate mit bestimmten kritischen Parametern offenbart. Es ist des weiteren angegeben, daß diese Überzüge mechanisch in den Mitteln verankert oder chemisch an diese gebunden sind..

Der Gegenstand der US-PS 3 971 1^4 bezieht sich auf Zahnprothesen für eine dauerhafte oder langfristige Implantation in den Kiefer eines Lebewesens. Das Implantat kann mit Substanzen, wie Vinylpolymerisaten, beispielsweise Acrylsaurepolymerisaten, Polyäthylen oder mit Kohlenstoffäden als Streckmittel oder

Füllstoff versehenem Polytetrafluoräthylen, überzogen sein.

J. Galante und Mitarbeiter beschreiben in J.Bone and Joint Surgery 53A (I97I), Nr. I₅ S. 101, gesinterte Paser-Metall-Zusammensetzungen als Grundlage für eine Befestigung von Implantaten an Knochen., und die US-PS 3 8θδ βθβ beschreibt Prothesen aus rostfreiem Stahl und einer Kobalt-Chrom-Molybdän-Legierung, die poröse Oberflächen zur Fixierung durch Gewebeeinwachsungen besitzen.

Des weiteren sind von allgemeinem Interesse die US-Patentschriften 3 992 725, 3 909 852 und 3 971 670.

Äußer diesen Patentschriften sind zahlreiche Aufsätze in der Literatur erschienen,, die sich mit einem Knocheneinwachsen in poröse Substanzen befassen. Typische Aufsätze erschienen u»a_o -/on S,F. Hulbert "Attachment of Prosteses to the Musculoskeletal System by Tissue Ingrowth and Mechanical Interlocking" in J. Biomed. Mater. Res ο Symposium 4_ (1973), S. Ij von M. Spector und Mitarbeitern "Bone Growth into Porous High-Density Polyethylene" in J. Biomed. Mater. Res, Symposium J_ (1976), S. 595s ^on CA. Hotnsy "implant Stabilization - Chemical and Biochemical Considerations" in Orthopedic Clinics of North America 4_ (1973)j Nr. 2, S. 295 und von J.N. Kent und Mitarbeitern "Proplast in Dental Facial Reconstruction" in Oral Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology 39 (1975)* Nr, 3, S. 3^7»

Die in der Literatur beschriebenen porösen Substanzen,, die für prothetische Mittel brauchbar sind₅ schaffen jedoeh ein ungeeignetes

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biomechanisches Milieu, das zu einer von zwei unerwünschten Situationen führt. Einmal zeigen poröse Überzüge mit niedrigem Elastizitätsmodul und hoher.bleibender Verformung, wie poröse Polytetrafluoräthylen-Graphit-Zusammensetzungen, nach längerer Dauer metastabile Pasergewebe in den Poren. Derartige Gewebe sind nicht geeignet, belastbare Gelenkprothesen zu tragen. Das Fasergewebe ist eine metastabile Vorstufe für die Knochensubstanz und würde sich unter normalen physiologischen Bedingungen, einschließlich physiologischen Belastungsbedingungen, in Knochensubstanz umwandeln. Die starken Belastungen pflanzen sich durch die Substanzen mit dem niedrigen Elastizitätsmodul fort, nnd die übermäßige Deformation ergibt ein Fasergewebe, .das sich nicht in Knochensubstanz umwandelt. Andere für prothetische Mittel verwendete Substanzen mit niedrigem Elastizitätsmodul und hoher Deformation sind Polyäthylene und Polypropylen .

Zum zweiten verteilen Substanzen mit hohem Elastizitätsmodul, wie Keramik (1 120 000 kg/cm²) und Metalle, beispielsweise Titan (1 I90 000 kg/cm ) und eine Kobalt-Chrom-Molybdän-Legierung (2 380 000 kg/cm ), die Belastung nicht ausreichend auf den eingewachsenen oder umgebenden Knochen, um eine Resorption zu verhindern. Bei porösen mit Metall oder Keramik überzogenen Oberschenkel- und Oberarmschäften wird die Belastung an der Spitze dieser Protheseteile konzentriert, wodurch

Belastungskonzentrationen bei dem umgebenden Knochen und nachfolgend eine Resorption verursacht werden. Außerdem erfahren die Knochensplitter in den Poren dieser porösen keramischen oder metallischen Implantate keine Belastungen und werden dadurch

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resorbiert. Der Knochenverlust aus den Poren in den Bereichen der porösen Implantate, die keine Belastung erfahren, ist histologisch nachgewiesen worden. Diese Art Knochenverlust führt zu einem Nachlassen hinsichtlich der Verbundfestigkeit, beispielsweise der Zwischenflächenscherfestigkeit, und anschliessend zu einer Abnahme hinsichtlich der Leistungsfähigkeit "beim Gebrauch" bei diesen porösen Substanzen mit hohem Elastizitäts·- modul.

Die vorgenannten Patentschriften und Aufsätze beschreiben die Verwendung von porösen Überzügen auf Prothesen und außerdem Erfordernisse hinsichtlich annehmbarer Porengrößenbereiche. Es ist Jedoch festgestellt worden, daß Metalle, Keramik und Polymerisate, wie Vinylpolymerisate, Polyäthylen, Polypropylen, mit Kohlenstoff gestrecktes oder gefülltes Polytetrafluoräthylen und andere Polymerisate, die als brauchbar zum Überziehen von prothetischen Mitteln angesehen werden, keine geeignete biomechanische Umgebung bilden, um eine geeignete frühzeitige Fixierung bzw. Ruhigstellung, eine langfristige Stabilität und eine Festigkeit an der Berührungsfläche von Knochen und Prothese zu erreichen. Den vorstehend beschriebenen Polymerisaten kann es auch an Zähigkeit, an Beständigkeit gegen ein Verformen, an Zugfestigkeit, an Schlagzähigkeit und/oder an einer Sterilisierbarkeit mittels Dampf mangeln, um als entsprechendes Polymerisat zum Überziehen von prothetischen Mitteln annehmbar zu sein.

Sogar ausgewählte poröse Zusammensetzungen von Polyäthylen und

es
Polypropylen hoher Dichte, von dener/in der US-PS 3 986 212 heißt, daß sie das richtige Ausmaß an Flexibilität und Festigkeit besitzen, sind unzulänglich, wie nachstehend dargelegt wird.

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Das Knocheneinwachsen in poröse orthopädische Implantate kann als ein zweistufiger Vorgang betrachtet werden. Die erste Stufe wird durch die Poreneigenschaften und die biomechanischen Eigenschaften des Implantats beeinflußt. In der ersten Stufe und unmittelbar nach der Implantation füllt sich die poröse Komponente mit einem Blutgerinsel, das anschließend "organisiert" wird. Im Blutgerinselbereich erscheinen Bindegewebszellen, und es tritt eine Pibrogenese auf. Das Gerinsel wird durch lose miteinander verbundene Gewebe und Kapillarien ersetzt, Zu diesem Zeitpunkt beginnen sich in den Randporen des Implantats Präosteoplasten zu bilden. Diese Zellen können Osteoblasten oder Chondroblasten (Knorpelzellen) je nach der Umgebung werden. Wenn die ursprüngliche Porengröße des Implantats zu klein ist oder wenn die Porenstruktur durch anfänglich ausgeübte Belastungen verformt worden ist, wie dies bei porösen Substanzen, wie PoIytetrafluoräthylen, Polyäthylen und Polypropylen hoher Dichte, auftritt, können eine oder mehrere der vorgenannten Reihenfolge (n) unterbrochen werden. Beispielsweise nimmt man im allgemeinen an, daß eine geringere Porengröße von kleiner als 90 pm zu einer schließlichen Bildung von Pasergewebe, jedoch nicht zu Knochen in dem Implantat führt. Wenn der Elastizitätsmodul der Substanz zu niedrig ist, tritt bei einem Belasten eine Mikrobewegung auf. Diese würde zu einer Umgebung führen, die für eine Paser- oder Knorpelgewebsbildung, nicht aber zu einer Knochenbildung förderlich ist..Beispielsweise kann eine übermäßige Bewegung zu einem Zerfall der gefäßartigen Anordnung und einem Säuerstoffverlust führen, einer Bedingung, die die Knorpelbildung begünstigt.

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Nachdem der Knochen die Foren des Implantats gefüllt hat, erleidet er in der zweiten Stufe einen Umwandlungsprozeß, der in erster Linie durch seine biomechanische Umgebung beeinflußt wird, Splitter in dem Implantat, die eine gleichförmige Belastung erleiden, werden sich verdicken,, während jene Splitter, die keiner Belastung oder keiner übermäßigen Belastung (Belastungskonzentration) ausgesetzt sind, resorbiert werden. Der Elastizitätsmodul von Metallen und von Keramik ist so hoch, daß sich die Implantate unter den ausgeübten Belastungen nicht deformieren. Die Knochensplitter in diesem porösen Implantaten erleben demzufolge keine ausreichende Belastung,, um zu verdicken» Knoqhentrabekel in diesen porösen Substanzen mit höherem Elastizitätsmodul neigen zum Resorbieren und werden dünner als die Splitter in den porösen Implantaten, die Gegenstand vorliegender Erfindung "sind.

Die vorstehenden Ausführungen machen deutlich, daß die durch das Implantat und durch die Geometrie des porösen Substrats gebildete fotomechanische Umgebung eine grundlegende Wirkung auf das biologische Schicksal des Implantats hat» Es ist jetzt gefunden worden, daß bestimmte thermoplastische Kunststoffe, die nachstehend als eine Klasse von biotechnischen thermoplastischen Kunststoffen beschrieben sind,, ein gutes Gleichgewicht schaffen_s das zwischen Parametern erreicht werden muß, die eine Belastungsübertragung, eine Mikrobewegung, eine dimensionale Stabilität und eine Festigkeit bewirken. Biotechnische thermoplastische Kunststoffe, die gewöhnlich durch Kondensationspolymerisationen, hergestellt werden, zeigen auch geringe Gehalte an Metallverunreinigungen, wie niedrige Gehalte an Über-

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gangsmetallkatalysatoren, und zeigen ausgezeichnete Eigenschaften bei biotoxischen Studien, wie nach den Standardbedingungen der US-Pharmacopia Class VI. Sie stellen eine Kategorie der zweckmäßigsten Substanzen für orthopädische, zahnärztliche und kieferchirurgische Anwendungsbereiche dar. Die Übertragung von Belastungen auf Knochen in den Poren der biotechnischen thermoplastischen Kunststoffe ahmt die physiologische biomechanische Umgebung nach, wie es durch eine Wiederholung der üblichen Verfahren bei Knochenplastiken bewiesen ist. Der Knochen in porösen biotechnischen thermoplastischen Implantaten wird nach einer klinisch geeigneten Zeitdauer neu gestaltet, um die Größe und Richtung der maßgebenden Belastungen an der anatomischen Stelle wiederzuspiegeln. Dieser Umstand gestattet dem eingewachsenen Knochen, ein strukturell wirksames Glied für die Belastungsumgebung zu sein, der die Prothese ausgesetzt ist.

Eine Aufgabe vorliegender Erfindung ist es deshalb, wirksame prothetische Mittel zur Verfügung zu stellen, die aus einer inneren funktioneilen Trägerkomponente und aus einem äußeren geschäumten oder gesinterten porösen Überzug ausgewählter biotechnischer thermoplastischer Kunststoffe über mindestens einem Teil der Komponente bestehen. Eine andere Aufgabe vorliegender Erfindung besteht darin, überzogene prothetische Mittel zur Verfügung zu stellen, um nach einer Implantation eine langfristige Knochenfixierung durch ein Einwachsen von Gewebe in und durch den ausgewählten porösen biotechnischen thermoplastischen überzug mit einer anschließenden Neugestaltung des Knochens zu erreichen. Ein weiteres Ziel vorliegender Erfindung ist die Schaffung von prothetischen Mitteln mit einem Überzug

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von bestimmter Porosität, wodurch ein bestmögliches Substrat für ein Gewebeeinwachsen geschaffen wird. Des weiteren ist es Aufgabe vorliegender Erfindung, prothetische Mittel zur Verfügung zu stellen, bei denen die Überzüge während und nach der Knochenbildung eine ausreichende Zugfestigkeit und Schlagzähigkeit zeigen, um sich den auftretenden Belastungen während des Einsetzensund nach dem chirurgischen Eingriff anzupassen. Ferner sollen die überzogenen prothetischen Mittel eine Ster&isierung mit Dampf ohne nachteilige Wirkungen auf den Überzug aushalten können. Eine weitere Aufgabe vorliegender Erfindung ist die Schaffung anatomisch geformter poröser Teile von ausgewählten biotechnischen thermoplastischen Kunststoffen, die für chirurgische Wiederherstellungsverfahren brauchbar sind. Eine andere Aufgabe vorliegender Erfindung besteht darin, poröse biotechnische thermoplastische Überzüge oder Teile zur Verfügung zu stellen, die Zusatzstoffe zur Erhöhung ihrer biologischen und/oder mechanischen Eigenschaften, insbesondere zur Erhöhung der Verschleißfestigkeit und Abriebfestigkeit, enthalten. Schließlich ist es Aufgabe vorliegender Erfindung, Verfahren zur Herstellung der überzogenen prothetischen Mittel oder anatomisch geformter Teile zur Verfügung zu stellen, die zum Teil aus den biotechnischen thermoplastischen Kunststoffen bestehen. Die Bedeutung dieser und anderer Aufgaben ist dem Fachmann im Hinblick auf die Lehren vorliegender Erfindung ohne weiteres erkennbar.

Die Lösung dieser Aufgaben sieht im weitesten Sinne prothetische Mittel vor, die aus einem biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff bestehen oder damit überzogen sind, der

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in der Lage ist, derartige Mittel fest und dauerhaft im Skelettmuskelsystem durch ein Gewebeeinwachsen in die Überzüge fest zu verankern.

Gegenstand vorliegender Erfindung sind demgemäß prothetische Mittel aus einer funktioneilen Trägerkomponente und einem sich zumindest über einen Teil dieser Komponente erstreckenden Überzug aus einem biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff, der. eine Verträglichkeit mit und eine Leitfunktion für das Einwachsen von Knochensplittern aufweist, mit dem kennzeichnenden Merkmal, daß der thermoplastische Kunststoff (aj mittlere Porendurchmesser von etwa 90 bis etwa 600 um,

(b) gegenseitige Porenverbindungen mit mittleren Durchmessern von über etwa 50 um,

(c) einen Elastizitätsmodul von etwa I7 577 bis etwa 211 000 kg/cm ,

(d) eine Porosität von über etwa 40 % und

(e) eine bleibende Gesamtverformung von unter 1 % bei einer

konstanten Beanspruchung von 70 kg/cm bei Raumtemperatur aufweist, wobei alle diese Eigenschaften ausreichend sind, daß erstens die auf die Skelettmuskulatur ausgeübten Beanspruchungen auf die Knochensplitter innerhalb der Poren dieses Kunststoffes übertragbar sind und daß zweitens eine ausreichende BeIastungs- und Porenstabilität zur Förderung einer irreversiblen Ossifikation gewährleistet ist.

Die porösen Überzüge weisen vorteilhafterweise eine Dicke von etwa 0,5 bis etwa 10 mm, vorzugsweise bis etwa 7 mm, auf.

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Die Porosität der thermoplastischen Kunststoffe liegt vorteilhafterweise bei etwa 40 bis etwa 70 %, vorzugsweise über 50 %.

Es ist nämlich gefunden worden, daß die zum Überziehen der funktioneilen Trägerkomponente der prothetischen Mittel verwendeten Kunststoffe besondere Eigenschaften besitzen müssen, wenn eine langfristige Knochenfixierung erreicht werden soll. Es Ist gefunden worden,, daß die nach vorliegender Erfindung herge±ellten prothetischen Mittel eine biomechanische Umgebung schaffen, die erforderlich ist, um gleichmäßig die auftretenden Belastungen in der richtigen Große zu übsrtragen,,wobei die gewünschte Neugestaltung der Knochentrabekel gefördert wird.

Wie vorstehend ausgeführt worden ist, werden die bei der Herstellung der prothetischen Mittel vorliegender Erfindung verwendeten Kunststoffe als "biotechnische thermoplastische Kunststoffe" bezeichnet- Ein wesentliches Merkmal besteht darin, daß ihr Verhalten durch Anwendung von Berechnungsformein, die für Konstruktionsausführungen in Metall gültig sind, sowohl lang- als auch kurzfristig vorausgesagt werden kann. Diese Berechnungsformeln für Konstruktionsausführungen lassen sich nur bis zur linearen viskoelastischen Grenze des Kunststoffes anwenden. Polyäthylen hoher Dichte besitzt eine lineare viskoelastlsehe Grenze von unter 0,1 fo_s und im Hinblick auf diese Grenze bezüglich des Ausmaßes der Beanspruchung ist die zulässige Belastung minimal. Im Gegensatz hierzu, liegt die lineare viskoelastische Grenze der biotechnischen thermoplastischen Kunststoffe gemäß der Definition in vorliegender Erfindung bei mindestens 1 % der Beanspruchung, Beispielsweise Ist einer der bevorzugten bio-

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technischen thermoplastischen Kunststoffe,die für Überzüge gemäß vorliegender Erfindung geeignet sind, ein Polysulfon, das eine Beanspruchungsgrenze von 2 % aufweist. Aus diesem Grnnde können die Berechnungsformein für Konstruktionsausführungen in Metall sowohl für Langzeit- als auch für Kurzzeitverhalten bis zu dieser Grenze angewendet werden.

Die einzigartigen Eigenschaften der biotechnischen thermoplastischen Kunststoffe sind noch deutlicher erkennbar, wenn ihr Verhalten mit dem von solchen Kunststoffe'n verglichen wird, die früher gemäß dem Stand der Technik für poröse Fixierungsmittel als brauchbar offenbart worden sind; Wenn der Verformungsmodul mit der Zeit übermäßig variiert, nimmt die Verbiegung in bemerkenswerter Weise zu, wodurch eine Mikroverschiebung der Prothese unter Belastung und eine Porenverformung verursacht werden. Verformungstests bei porösen Polyäthylenen hoher Dichte und Polytetrafluoräthylen-Graphit-Zusammensetzungen, die beide in den vorgenannten Patentschriften beschrieben worden sind, sind aus der Literatur bereits bekannt. Es ist beobachtet worden, daß bemerkenswerte Änderungen in der Porenstruktur bei Druckbelastungen von bereits 5,60 kg/cm bei porösen Polytetrafluoräthylen-Graphit-Zusammensetzungen und bereits bei 21 kg/cm bei porösen Polyäthylenen hoher Dichte auftreten.,Ein typisches zeitliches Versagen gegenüber einer Beanspruchung für zwei beschriebene Anfertigungen aus Polyäthylen hoher Dichte trat unterhalb 5 Minuten auf, wenn BeIastungswerte über 21 kg/cm angewendet wurden. Es wird darauf hingewiesen, daß dies Belastungswerte sind ., die bei einigen orthopädischen Gelenken und Anwendungsgebieten der Mittel

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auftreten. Die Bedeutung eines Beibehaltens der Porengeometrien unter Belastungsbedingungen wurde bereits erwähnt_; da beobachtet wurdej daß Fasergewebe in kleinen Poren erzeugt wird. Dies ist besonders kritisch in den frühen postoperativen Perioden vor dem Einwachsen des Knochens , wo - der poröse Polymerisatüberzug auf Gelenkprothesen eine ausreichende Festigkeit und Starrheit besitzen muß, um die ausgeübte Belastung ohne Unterstützung vom eingewachsenen Knochen selbständig aufzunehmen. Die Festigkeit der früher verwendeten Polymerisate leitet sich von dem eingewachsenen Knochen ab. Biotechnische poröse thermoplastische Überzüge weisen eine Festigkeit wie Knochen auf.

Beispiele von prothetischen Mitteln, die im Rahmen der Lehre vorliegender Erfindung geeignet sind, sind aus der nachstehenden Beschreibung und den anliegenden Zeichnungen ersichtlich:

Fig. 1 ist eine Draufsicht auf den Schaft- und Kugelteil einer Huftgesamtprothese mit einem Überzug aus biotechnischem porösem thermoplastischem Kunststoffj

Fig. 2 ist eine Draufsicht auf ein endostales Blattimplantat mit einem Überzug aus einem biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff auf dem Blatteil:

Fig. J5 ist eine seitliche Draufsicht auf ein anderes endostales Implantat mit einem Blatteil, das mit einem biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff überzogen ist. Fig. 4 ist eine seitliche Draufsicht auf einen selbsträumenden innerhalb des Knochenmarks gelegenen Nagel mit einem überzug aus einem biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff

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über seine gesamte Länge;

Pig. 5 ist eine Draufsicht auf ein prothetisches Mittel, das vollständig aus einem biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff besteht;

Fig. 6 ist eine graphische Darstellung der Beziehung der Zwischenflächenscherfestigkeit gegenüber der Implantationszeit von verschiedenen porösen Kunststoffen.

In Fig. 1 der Zeichnungen besteht die Hüftgesamtprothese 10 aus.dem Kugel- und Schaftglied 12 und dem Schalenglied 14. Der Schaftteil des Kugel- und Schaftgliedes 12 ist über seine gesamte Oberfläche mit einem biotechnischen porösen thermoplastischen Überzug 16 gemäß vorliegender Erfindung überzogen. Obwohl der Schaftteil in der Fig. 1 als fester Schaft mit . einer Nut 18 über mindestens einen Teil seiner Länge gezeichnet ist, kann er öffnungen, Rippen oder andere Anordnungen aufweisen* um überzogene Stellen für ein Gewebewachstum zu einer festen Verankerung an das Skelettmuskelsystem zu schaffen. Das Schalenglied 14 ist in gleicher Weise auf seiner äußeren Oberfläche mit dem' biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff 16 überzogen. Der Hals 20, die Kugel 22 und die innere Oberfläche der Schale 24 weisen selbstverständlich keinen Überzug auf.

Die Fig. 2 und 3 der Zeichnungen veranschaulichen im Handel erhältliche Implantate 26 und 28, die in einer Vielzahl von Formen vorgefertigt werden können und die zum Tragen von Gruppen künstlicher Zähne bestimmt sind. Diese Mittel bestehen gewöhnlich aus Kobalt- oder Titanlegierungen und werden

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in Schlitze eingebracht, die in die alveoläre Knochenleiste eingeschnitten sind. Die Halterungen JQ und j52 ragen in die orale Höhlung und werden zur Verankerung der künstlichen Zähne verwendet. Wie aus der Zeichnung ersichtlich ist, können die Schaftteile 34 und 36 mit dem biotechnischen psrösen thermoplastischen Kunststoff überzogen und für ein Knocheneinwachsen geschaffen sein, um die Prothese in der alveolären Knochenleiste fest einzufügen.

In Fig. 4 ist ein innerhalb des Knochenmarks gelegener Nagel 46 veranschaulicht , der über seine gesamte Länge einen Überzug 48 aus einem biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff aufweist. Derartige Nägel werden in den Knochenmarkkanal eines langen Knochens, wie einem Oberschenkelknochen, eingebracht und sind gewöhnlich auf das mittlere erste Drittel eines solchen Knochens begrenzt. Derartige Nägel werden der Länge nach in den Knochenmarkkanal eingezwängt und gegen das Innere des Cortex gepreßt;

Fig. 5 schließlich zeigt in einer Draufsicht ein poröses Implantat 42, das für eine Wiederherstellung einer alveolären Knochenleiste verwendet werden kann. Dadurch können Wiederherstellungen von Knochenleisten durch Verwendung eines im Innern porösen oder festen biotechnischen thermoplastischen Implantats ohne eine funktioneile Trägerkomponente hergestellt oder in die gewünschte anatomische Form geschnitzt oder gepreßt werden.

Pig«, β ist eine graphische Darstellung der Beziehung der Zwischenflächenscherfestigkeit in kg/cm gegen die Zeit in Wochen für in das Knochenmark implantierte trochanterische Stäbe aus j

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porösem Polysulfon, porösem Titan und porösem Polyäthylen. Das poröse Polysulfon wird nach den Lehren vorliegender Erfindung hergestellt und zeigt die vorstehend für biotechnische thermoplastische Kunststoffe beschriebenen physikalischen Eigenschaften. Die Daten für poröse Titan- und Polyäthylenimplantate sind von anderen Untersuchungsstellen berichtet worden. In jedem Falle sind die Stäbe bei Hunden gemäß allgemein anerkannten chirurgischen Techniken implantiert worden.

Obwohl jeder der Tests bei Hunden in gleicher Art und V/eise durchgeführt wurde, besteht die Möglichkeit, daß die Ergebnisse wegen Unterschieden bei der durch verschiedene Forscher angewendeten Implantations- und mechanischen Untersuchungsverfahren etwa variieren können. Jedoch sind diese Abweichungen nicht groß genug, um einen Vergleich zu verhindern. Von besonderem Interesse ist die Tatsache, daß die Zwischenflachenscherkraft von porösem Polysulfon bereits nach zwei Wochen hoch genug ist, nämlich 10,55 kg/cm ,um eine statische Belastung und die meisten dynamischen Belastungen aufzunehmen, die - auf eine Hüftge_r lenkprothese bei einem Patienten sofort nach dem chirurgischen Eingriff ausgeübt werden könnten. Diese Art von Daten zeigt die Möglichkeit einer frühzeitigen postoperativen Gewichtsbelastung bei Polysulfon, wohingegen das poröse Polyäthylen hoher Dichte lediglich ein Drittel des Wertes gegenüber Polysulfon für die Zwischenflachenscherkraft zeigt. Tatsächlich erreicht das Polyäthylen hoher Dichte nur nach einer· ausgedehnten Implantationsdauer den Zwei-Wochen-Wert des Polysulfons und bleibt hinter dem Scherkrafthöchstwert für Polysulfon zurück.

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Wie vorstehend beschrieben, werden die gemäß vorliegender Erfindung verwendeten Substanzen als biotechnische thermoplastische Kunststoffe bezeichnet. Diese Kunststoffe sind einmalig, da sie eine Schmelzverarbeitbarkeit mit struktureller Festigkeit, Starrheit, Verformungsfestigkeit, Zähigkeit und Sterilisierbarkeit mittels Dampf in sich vereinigen. Ein Einarbeiten von Glasfasern, Kohlenstoffasern oder Fasern auf organischer Basis in die biotechnischen thermoplastischen Kunststoffe erhöht ihre Belastbarkeit und strukturellen Eigenschaften. Die biotechnischen thermoplastischen Kunststoffe zeigen in der Masse Zugfestigkeitswerte im Bereich von 17 577 bis 35 200 kg/cm Faserverstärkte Kunststoffe zeigen Werte bis zu 211 000 kg/cm je nach der Art der Faser und der Fasermenge. Diese Modulwerte schaffen einen Zwischenbereich, der für eine anfängliche post-

komponente
operative Träger/und für eine langfristige Stabilität der implantierten Prothesen in Bereichen hoher Belastung erforderlich ist, die durch ein Knocheneinwachsen verankert sind. Jeder dieser Kunststoffe liefert, wenn er nach den Lehren vorliegender Erfindung hergestellt worden ist, Überzüge oder freistehende Werkstücke mit den vorstehend aufgezählten physikalischen Eigenschaften. Beispiele dieser Kunststoffe sind Polysulfone, wie Polyphenylsulfon, Polyäthersulföne, Polyarylsulfone und dergleichen, ferner Polyphenylensulfide, Polyacetale, thermoplastische Polyester, wie aromatische Polyester-Polycarbonate, des weiteren aromatische Polyamide, aromatische Polyamidimide, thermoplastische Polyimide und Polyarylätherketone, Polyarylnitrile, aromatische Polyhydroxyäther und dergleichen. Die am meisten bevorzugten Kunststoffe zur Verwendung gemäß vorliegender Erfindung sind aromatische Polysulfone. Diese

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Polysulfone enthalten sich wiederholende Einheiten der allgemeinen Formel

*" Ar-SO,

in der Ar ein zweiwertiger aromatischer Rest mit mindestens einer Einheit der nachstehenden allgemeinen Formel

ist, wobei Y ein Sauerstoff- oder Schwefelatom oder der Rest eines aromatischen Diols ist, wie ein 4,4'-Bis-(p-hydroxyphenyl )-alkan. Besonders bevorzugte thermoplastische Polyarylen-Polyäther-Polysulfone weisen die sich wiederholenden Einheiten der allgemeinen Formel

auf, in der η Werte von 10 bis etwa 500 besitzt. Derartige Sulfone sind im Handel erhältlich und werden von der Union Carbide Corporation unter den Bezeichnungen "UDEL Polysulfon P-1700" und "UDEL Polysulfon P-3703¹¹ vertrieben. Diese Kunststoffe unterscheiden sieh dadurch, daß der letztgenannte ein niedrigeres Molekulargewicht aufweist. Des weiteren sind brauchbar ein Polysulfon "Astrel 360" der ^M Corporation, "Polysulfon 200 P" der ICI und "Radel", ein Polyphenylsulfön, der Union

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Carbide Corporation= Bestimmte kristalline biotechnische thermoplastische Kunststoffe,, wie "stilan" der Raychem Corporation, "Polyarylen" und "Phenoxy A" der Union Carbide Corporation sind ebenfalls brauchbar.

In der Praxis werden die prothetischen Mittel vorliegender Erfindung mit einer funktioneilen inneren Trägerkomponente oder solche, die als freistehende anatomisch geformte Mittel existieren, in üblicher Weise nach einem oder mehreren Verfahren hergestellt. Bei einem Verfahren kann der Überzug oder das Werkstück durch Sintertechnik gebildet werden, wobei Teilchen des biotechnischen thermoplastischen Kunststoffes eine Zeit lang und bei einer ausreichenden Temperatur erhitzt werden, um eine Sinterung zu veranlassen, d.h. daß die Teilchen an einem oder an mehreren Berührungspunkten miteinander verschmelzen, wodurch eine kontinuierliche poröse zusammengesetzte Substanz des biotechnischen thermoplastischen Kunststoffes geschaffen wird» Bei einem zweiten Verfahren kann der Überzug oder das Werkstück dadurch gebildet werden, daß die Bildung eines Schaums von niedriger Dichte eines üblicherweise festen thermoplastischen Kunststoffes erzeugt wird» Dieses zweite Verfahren, das als Teigschaumtechnik beschrieben werden kann, ist für die Herstellung der porösen Kunststoffe besonders brauchbar» Jedoch ist dessen Anwendung auf die vorgenannten Polysulfone, auf "Phenoxy A" und auf aromatische Polyhydroxyäther beschränkt.

Biotechnische poröse thermoplastische Überzüge und Blöcke,

zeigen die nach diesen Verfahren hergestellt worden sind,/in einem 2wischeribereich liegende Modulwerte, eine hohe Festigkeit und eine hohe

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Beständigkeit gegen eine Verformung. Sie lassen sich einzig in ihrer Art mit hohen Gesamtporositäten und Porengrößen herstellen, wobei sie jedoch den Festigkeits- und biomechanischen Kriterien entsprechen, die für eine Knochenplastik und für die Fixierung und Stabilisierung der Prothesen erforderlich sind. Beispielsweise weist ein gesintertes PoIysulfon mit einer durchschnittlichen Porengröße von 200 pm und einer Porosität von 53 ^ eine Biegefestigkeit von 141 kg/cm

und einen Biegemodul von 4220 kg/cm auf.

Geschäumte Muster mit einer Porosität von 70 $ besitzen einen Biegemodul von etwa 7030 kg/cm . Dieser Wert erhöht sich beim Einarbeiten von 30 Gewichtsprozent Kohlenstoffasern auf 56

kg/cm .

Mit Bezug auf das erstgenannte Verfahren ist beobachtet worden, daß mittels einer sorgfältigen Kontrolle von Temperatur, Zeit und Druck alle biotechnischen thermoplastischen Kunststoffe gesintert werden können. Beispielsweise kann das Polysulfon "UDEL P-I7OO" in zufriedenstellender Weise bei annähernd 245°C und das Polysulfon "Radel" im allgemeinen bei annähernd 285⁰C gesintert werden. Bei geeigneten Temperaturen, Zeiten und Drücken können auch die anderen thermoplastischen Kunststoffe gesintert werden, um poröse Kunststoffe zu liefern, die für den angegebenen Zweck geeignet sind. Es ist jedoch - insbesondere zur Anwendung bei der Herstellung von Überzügen und Werkstücken vorliegender Erfindung-beobachtet worden, daß die bestmöglichen Eigenschaften in einer einzigartigen und einfachen Weise durch eine geeignete Wahl sowohl der Teilchengröße

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als auch der Molekulargewichtsverteilung erhalten werden können.

V/ie vorstehend ausgeführt wurde, zeigen sich die gewünschten Eigenschaften bei den prothetischen Mitteln, wenn der biotechnische thermoplastische Kunststoff eine Porosität von über .40 %, insbesondere von etwa 40 bis etwa 70 % und vorzugsweise über etwa 50 $ aufweist. Die Porosität wird durch die Teilchengröße beeinflußt, die bei der Sinterung angewendet wird. Die Teilchengröße beeinflußt auch die Festigkeit des porösen gesinterten Kunststoffes. Große Teilchen liefern große Porengrößen, während kleine Teilchen die Festigkeit verbessern, indem die geschmolzene Fläche der Teilchen vergrößert wird.

Es hat sich gezeigt, daß der Modul eines porösen Kunststoffes durch die Kerner-Gleichung oder eine modifizierte Halpin-Tsai-Gleichung vorausberechnet werden kann; um somit einen Kunststoff mit einer Porosität von beispielsweise 55 % und einem EIa-

stizitätsmodul über 2812 kg/cm zu erreichen, muß der Modul des Ausgangskunststoffes den Wert 14 062 kg/cm übersteigen. Demzufolge sind die meisten Polypropylene und sämtliche Polyäthylene hoher Dichte für die Herstellung eines Kunststoffes einer Porosität von 55 % mit einem Elastizitätsmodul von 2812 kg/cm ungeeignet. Da andererseits der Elastizitätsmodul von

festem. Polysulfon 23 905 kg/cm übersteigt, kann man einen Kunststoff mit einer Porosität von 55 % erhalten, dessen EIa-^% stizitätsmodul 4922 kg/cm² übersteigt.

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Wenn es auch möglich ist,.den Elastizitätsmodul eines thermoplastischen Kunststoffes mit der gewünschten Porosität vorauszuberechnen, gibt es kein einfaches Verfahren, einen Kunststoff herzustellen, der diesen Vorausberechnungen nahekommt und der für die Mittel vorliegender Erfindung brauchbar wäre. Es ist jedoch überraschenderweise gefunden worden, daß der gewünschte Porositätsgrad ohne Beeinträchtigung der mechanischen Eigenschaften durch eine geeignete Wahl der Teilchengröße, der Molekulargewichtsverteilung und der Sinterbedingungen erhalten werden kann. Alle drei Eigenschaften stehen in gegenseitiger Beziehung und sind erforderlich, um einen Überzug oder um Werkstücke mit den notwendigen Eigenschaften zu erhalten. Beispielsweise können Sinterzeit und Temperatur, die eine gewünschte Porengrößenverteilung liefern, nicht immer den gewünschten Elastizitätsmodul und/oder die Zugfestigkeit ergeben . Die Teilchengrössenverteilung des Ausgangskunststoffes, die Sinterzeit und die Temperatur müssen so eingeregelt werden,daß das gewünschte Gleichgewicht von Porengröße, Porosität und mechanischen Eigenschaften erreicht wird. ,

In bezug auf die Teilchengrößenverteilung ist gefunden worden, daß ein Gemisch von zwei oder mehreren unterschiedlichen Teilchengrößen des biotechnischen thermoplastischen Kunststoffes ein Sinterprodukt ergibt, das am besten die Porosität und die mechanischen Erfordernisse trifft, die für ein- erfolgreiches prothetisches Mittel benötigt werden.

In der Praxis hat sich gezeigt, daß ein Gemisch von Teilchengrößen brauchbar ist, bei dem das Verhältnis der Teilchendurch-

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messer etwa 7 '· 1 bis etwa 5 ' 1 beträgt. TeilchengröSen von etwa 300 um bis etwa 50 pm sind besonders bevorzugt. Beispielsweise hat ein Gemisch von Teilchen, die auf einem Sieb mit 0,^0 mm Maschenweite zurückgehalten werden und die durch ein Sieb mit 0,052 mm lichter Maschenweite hindurchgehen, Überzüge und Werkstücke mit der gewünschten Porosität und den gewünschten biomechanischen Merkmalen geliefert. Es ist weiterhin beobachtet worden, daß die besten Ergebnisse erreicht werden, wenn die Teilchengrößenverteilung von etwa 40 bis etwa 60 Gewichtsprozent reicht.

Wie bereits erwähnt, sind auch die Sinterbedingungen bedeutsam, um die gewünschten Eigenschaften zu erreichen. Das Sintern wird in der Weise durchgeführt, daß man eine Metallform mit Pulver beschickt und die Form auf eine vorgeschriebene Sintertemperatur T erhitzt, die höher als die Glasumwandlungstemperatur T s S

(Umwandlung zweiter Ordnung) und niedriger als die Schmelztemperatur T liegt, d.h. T <τΧτ . Die Sintertemperatur wird eine gegebene Zeit t auf konstanter Höhe gehalten. Es ist wesentlich, daß kein anderer Druck als derjenige angewendet wird, der durch die unterschiedliche thermische Ausdehnung hervorgerufen wird. Die Druckanwendung bei der Temperatur T führt zu einem Fließen des Kunststoffes. Dies zeigt an, daß, wenn Druck angewendet wird, niedrigere Temperaturen und kürzere Zeitzyklen angewendet v/erden müssen, um die Porosität des gesinterten Teils beizubehalten. In den Beispielen sind Versuche durchgeführt und angegeben, um die Wirkungen der Sinterbedingungen auf die Porengröße, die Porosität und die Zugfestigkeiten der porösen gesinterten Kunststoffe für verschiedene Pulvergrößen und MolekulargewichtsVerteilungen zu erläutern.

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fr

In einem zweiten Verfahren wurde gefunden, daß, da einige biotechnische thermoplastische Kunststoffe in niedrigsiedenden organischen Lösungsmitteln löslich sind, die Lösungsmittelschaumtechnik zum Aufbringen von offenzelligen porösen Schaumüberzügen auf Prothesen oder für die Herstellung von Schaumkörpern angewendet werden kann. Poröse geschäumte Überzüge und Werkstücke bieten Vorteile gegenüber gesinterten porösen Überzügen und Werkstücken insofern, als höhere Porositäten bei höheren Festigkeiten infolge der bei dem Verschäumungsverfahren erhaltenen dünnen aneinandergrenzenden Porenwänden erreicht werden können. Weiterhin werden infolge der plastifizierenden Wirτ kungen des Lösungsmittels auf den thermoplastischen Kunststoff .niedrigere Hers tellungs tempera türen be obacht et. Dieses Verfahren ist nicht für Polytetrafluoräthylen, Polyäthylen oder Polypropylen zugänglich, die als bevorzugte Kunststoffe in den vorstehend genannten Patentschriften beschrieben sind.

Dieses Lösungsmittelverschaumungsverfahren zur Herstellung von geschäumten Werkstücken niedriger Dichte weist die folgenden

Stufen auf:

(a) Vermischen wenigstens eines üblicherweise festen biotechnischen thermoplastischen Kunststoffes mit etwa 25 bis etwa 80 Gewichtsteilen, bezogen auf 100 Gewichtsteile Kunststoff, eines üblicherweise flüssigen organischen Lösungsmittels mit einem Löslichkeitsparameter innerhalb (5,4 J/cnr) '·* von dem des thermoplastischen Kunststoffes, oder eines Gemisches von üblicherweise flüssigen organischen Lösungsmitteln mit dem gleichen Löslichkeitsparameter;

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(b) Vermischen des in Stufe (a) erhaltenen Gemisches mit mindestens 1 Gewichtsteil Wasser, bezogen auf 100 Gewichtsteile des Kunststoffes, wodurch man "ein teigartiges nicht-klebriges Hydrogel erhält;

(c) Verformen des in Stufe (b) erhaltenen teigartigen Hydrogels;

(d) Verdampfen des Lösungsmittels und des Wassers und

(e) Gewinnen des geschäumten Kunststoffwerkstückes.

Es ist gefunden worden, daß der auf diese Weise hergestelle Schaum sowohl die gewünschten Porositätsgrade als auch die gewünschten biomechanischen Eigenschaften besitzt.

Es ist jedoch auch beobachtet worden, daß die Werte der Loslichkeitsparameter der verwendeten, üblicherweise flüssigen organischen Lösungsmittel ziemlich kritisch sind, was sich durch die Tatsache erweist, daß es bei dem bevorzugten thermoplastischen Kunstharz, wie dem vorgenannten Polysulfon, einen deutlichen Unterschied zwischen strukturell ähnlichen Lösungsmittelisomeren gibt. Beispielsweise ist das vorgenannte Polysulfon, für das ein Loslichkeitsparameter von 10,55 berechnet worden ist, in 1,1,2-Trichloräthan mit einem Loslichkeitsparameter von 10,18 löslich, jedoch in 1,1,1-Trichloräthan mit einem Loslichkeitsparameter von 8,57 unlöslich. Jedoch kann man ein Gemisch von organischen Lösungsmitteln verwenden, die einzeln unbefriedigend wären, so lange der mittlere Loslichkeitsparameter des Gemisches innerhalb von (5Λ J/cnr) '■* des zu verschäumenden Kunststoffes liegt. Wenn außerdem die Temperatur T des Kunststoffes, der zu plastifizieren ist, ausnahms-

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¹JS

weise einen hohen Wert aufweist, kann der Hastizitäts zustand des Gels während der Verschäumungsstufe durch Bilden eines Gemisches von Lösungsmitteln verlängert werden, von denen das eine einen höheren Siedepunkt haben muß. Während somit beispielsweise Äthanol oder 1,1,1-Trichloräthan nicht einzeln mit dem vorgenannten Polysulfon verwendet werden können, kann man jedoch ein Gemisch aus gleichen Volumenteilen Äthanol und 1,1,1-Trichloräthan verwenden. Andere Kombinationen, die als organische Lösungsmittel für Polysulfon einsetzbar sind, bestehen aus:

95 % Chloroform und 5 % Wasser,

85 % Methylenchlorid, 20 %.Äthanol und 5 % Wasser,

95 % Tetrahydrofuran und 5 % Wasser,

75 % Methylenchlorid, 10 % Aceton, 10 % Äthanol und

5 $> Wasser und 80 % Cyclohexanon, I5 % Äthanol und 5 % Wasser.

Die Menge des zugefügten V/assers ist nicht kritisch, doch ist im allgemeinen mindestens 1 Teil erforderlich, bezogen auf 100 Gewichtsteile Kunststoff. Es gibt keine Höchstmenge, da sich überschüssiges Wasser aus der teigartigen Masse als gesonderte Phase abscheidet. Wenn das verwendete Lösungsmittel zum größten Teil nicht mischbar mit der Wasserphase ist, wirkt das überschüssige Wasser wegen der Phasentrennung als Schutzschicht die einen schnellen Lösungsmittelverlust aus dem plastifizierten Polymerisat verhindert. Dieses Merkmal läßt zu, daß das plastifizierte Polymerisatgel während der Verarbeitung

vorliegen kann . und späteren Überführung in die Form in einem offenen Behälter/ In dieser Form kann das Polymerisatgemisch in einfacher Weise von einem Reaktionsgefäß oder Behälter in ein anderes überführt

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und verformt und verpreßt oder anderweitig verarbeitet werden, ohne daß die Verwendung von verunreinigenden Trennmitteln erforderlich ist. Eine einfache Mischvorrichtung, wie sie dem Fachmann bekannt ist, ist alles, was erforderlich ist, um das Wasser in das Gemisch aus dem thermoplastischen Kunststoff und dem flüssigen organischen Lösungsmittel einzumischen. Die erhaltenen Hydrogele können unmittelbar verwendet oder gegebenenfalls unbegrenzt unter Wasser gelagert und dann isoliert und ohne weitere Behandlung verwendet werden.

Das organische Lösungsmittel dient, wenn es in das Polymerisat eindiffundiert, zwei Zwecken, nämlich erstens der Bildung eines Gels, wobei eine bestimmte Lösungsmittelkonzentration inderplastifizierten Masse zurückgehalten wird, und zweitens als Treibmittel bei einer viel niedrigeren Temperatur und Viskosität als denjenigen, die erforderlich wären, um das ursprüngliche nicht plastifizierte Polymerisat mit üblichen gasförmigen Treibmitteln zu verschäumen. Bei Verschäumungstemperaturen von I65 bis 200⁰C, die für Polysulfone erforderlich sind, diffundieren die meisten der üblicherweise verwendeten organischen Lösungsmittel aus dem Polymerisatgemisch zu schnell, um ein adäquates Verschäumen des Polymerisats zu gewährleisten. Während des Schäumens wird auch das V/asser in dem Hydrogel mit dem üblicherweise flüssigen organischen Lösungsmittel entfernt. Während dadurch die Glasumwandlungstemperatur T (Umwandlungstemperatur zweiter Ordnung) des in dieser Weise behandelten Polymerisats herabgesetzt wird, wobei die Verarbeitbarkeit des Polymerisats bei einer niedrigeren Temperatur gesteigert wird, verflüchtigen sich das flüssige organische Lösungsmittel und

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das Wasser und wenn sie aus dem Polymerisat entfernt sind, verbleibt ein geschäumtes Werkstück mit-den physikalischen Eigenschaften des ursprünglichen Kunststoffes vor der Bearbeitung. Dies ist außerordentlich wichtig im Falle von Polymerisaten, die wegen ihrer viskoelastischen und Theologischen Eigenschaften oder ihrer Wärmeinstabilität schwierig zu verarbeiten sind.

Die Variationsbreite der Bedingungen, unter denen bei diesem Verfahren das Verschäumen durchgeführt werden kann, ist ebenfalls sehr überraschend. Obwohl man demzufolge beispielsweise die Verschäumungsstufe bei höheren Temperaturen durchführen kann, kann man auch bei der anderen Grenze des Spektrums arbeiten, d.h. bei Piaumtemperatur oder durch Einbringen des Hydrogels in eine Unterdruckvorrichtung, wie einem Unterdruckofen, und mit organischen Lösungsmitteln von niedriger Flüchtigkeit, wie Methylenchlorid, das Lösungsmittel und das Wasser in verhältnismäßig kurzer Zeit in einfacher Weise entfernen.

Wie vorstehend erwähnt, ist eine andere Ausführungsform vorliegender Erfindung auf prothetische Mittel gerichtet, die keine innere gesonderte funktionelle Trägerkomponente enthalten, die sich aber auf die strukturelle Unversehrtheit des biotechnischen thermoplastischen Kunststoffes selbst stützen. Beispielsweise kann ein poröser Block zu einer anatomisch geeigneten Form geschnitten bzw. geschnitzt und verwendet werden, um atrophische mandibulare alveoläre Knochenleisten und mangelhafte Gesichtskonturen im Kinn-Unterkiefer-Grenzbereich und im

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Jochbeinbereich zu vergrößern. Andere Mittel können als Knochenlückenüberbrückungen und Knochenkappen, die zum Regeln eines Knochenüberwachsens bei Amputierten verwendet werden, ausgebildet sein, die entweder vollständig aus porösen biotechnischen thermoplastischen Kunststoffen bestehen oder mit biotechnischen thermoplastischen Kunststoffen überzogene Metalle oder verstärkte oder nicht-verstärkte Polymerisatblöcke sind. Das in Fig. 5 gezeigte Mittel zur Vergrößerung und/oder Wiederherstellung alveolärer Knochenleisten wird aus biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoffzusammensetzungen durch Verpressen und/oder Schneiden eines Blocks der Zusammensetzung in die gewünschte Form hergestellt.

Die biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoffe können auch ohne ein Zerstören oder Zusammenfallen der Oberflächenporosität zu anatomischen Formen geschnitten werden. Knochenlückenüberbrückungen, Knochenkappen und andere vorgebildete Implantate können ohne ein Zerstören der Porosität und der Oberfläche der biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoffe bearbeitet werden. Polyäthylen hoher Dichte, Polypropylen und Polytetrafluorathylen, die porös sind, verformen sich und breiten sich während der Schneid- und Bearbeitungsvorgänge federartig aus.

Die hohe Festigkeit und die niedrige Verformbarkeit der biotechnischen thermoplastischen Kunststoffe und der verstärkten biotechnischen thermoplastischen Kunststoffe übertragen sich

tragenden

auf die Last /Komponenten der prothetischen Mittel und Implantate. Zu diesem Zweck können Prothesen entwickelt vier den, die aus einem System von biotechnischen thermoplastischen

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Trägerkomponenten und gelenkbildenden Oberflächen mit biotechnischen porösen thermoplastischen Überzügen in Bereichen bestehen, wo eine Ansatzstelle an die Skelettmuskulatur erwünscht ist. Die biotechnischen thermoplastischen Kunststoffe bleiben zäh , nachdem sie mit verstärkenden Füllstoffen gefüllt worden sind, wohingegen Polyolefine, wie Polyäthylen hoher Dichte, bei einer hohen Faserbeschickung spröde werden. Knochenlückenüberbrückungen und Gelenkprothesen demonstrieren dieses Prinzip.

Derartige Implantate sind wegen ihrer Fähigkeit brauchbarer, hohe Zwischenflächenfestigkeiten zwischen der Masse der Trägerkomponente und dem porösen Überzug zu erreichen, wenn die identischen Bestandteile zu einem Verbund kombiniert werden. Diese Kombinationen sind weder mit Polyolefinen infolge der schlechten strukturellen Eigenschaften dieser Materialien, noch mit Keramik oder mit Metallen wegen der biomechanischen Unzweckmäßigkeit der betreffenden porösen Überzüge erhältlich.

Bei Gelenkprothesen, bei denen der biotechnische thermoplastische Kunststoff auch eine gelenkbildende Oberfläche bildet, ist es häufig erwünscht, Zusätze einzuarbeiten, die die Verschleiß- und Abriebfestigkeit des Verbunds erhöhen. Kohlenstoffasern, Graphitfasern, Polytetrafluoräthylen und Molybdändisulfid sind brauchbare Zusätze, die den biotechnischen thermoplastischen Kunststoffen eine Verschleißfestigkeit verleihen, die den selbstschmierenden Substanzen gleich oder überlegen sind, die typischerweise in handelsüblichen Gelenkprothesen verwendet werden.

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In Gleitlager-Verschleißfestigkeitsuntersuchungen mit Bedingungen gemäß ASTM-D-1242 (l400 Stunden, 110 Teile je Million und einem Gewicht von 2,268 kg am Lastarm) werden die folgenden Vergleichsergebnisse erhalten:

Probe Gewichtsverlust in g

Polyäthylen hoher Dichte (Vergleich) O,O8o6 Polypropylen (Vergleich) O,o4o4

Polysulfon (¹¹UDEL") 0,2794

Polsulfon ("UDEL") mit 20 % Kohlen- 0,0^62 stoffasern

Polysulfon ("UDEL") mit 20 % Graphit 0,0^24

Zusammensetzungen mit Kohlenstoffasern werden bevorzugt für das Spritzgußverfahren oder das spanabhebende Bearbeiten von gelenkbildenden Prothesen, wie zur Hüftgelenkpfanne gehörigen Schalen, flachschaligen und Schienbeinbestandteilen des Gesamtknies und Schulterersatzstücken.

Bei einer Ausfuhrungsform der vorliegenden Erfindung werden reaktionsfähige Silylpolymerisate, wie reaktionsfähige Silylpolysulfone, zum Binden von porösen Kunststoffüberzügen an Metallsubstrate verwendet. Reaktionsfähige Silylpolysulfone (PSF-SR) besitzen drei bedeutende Merkmale. Erstens gewährleistet das Vorliegen von hydrolysierbaren Silanendgruppen von Natur aus eine Kupplungsfähigkeit an metallische Oberflächen. Zweitens besitzen die PSF-SR-Polymerisate eine niedrige Schmelzviskosität oder Lösungsviskosität, was in hohem Maße ein "Benetzen" während der Bildung der Haftbindungen erleichtert. Drittens stellen sie polymere Klebstoffe dar, die sich durch

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keine Löslichkeit in physiologischen Flüssigkeiten auszeichnen und somit keine biologischen und toxikologischen Wirkungen besitzen, wenn sie implantiert werden.

Die funktioneile Trägerkomponente der erfindungsgemäßen prothetischen Mittel kann aus den verschiedensten an sich bekannten Metallen und Metallegierungen bestehen. Obwohl Titan und Tantal für die meisten Zwecke die einzigen reinen Metalle sind, die als sicher für eine innerliche Anwendung betrachtet werden, hat eine Vielzahl von Legierungen allgemeine Annahme gefunden. Rostfreie Stähle, auf Kobalt beruhende Legierungen und auf 3?itan basierende Legierungen werden sämtlich vom Körper toleriert, da sie sowohl korrosionsbeständig sind als in der gewünschten Form hergestellt werden können.

Die Beispiele erläutern die Erfindung.

Beispiel 1

Wirkung der Sinterbedingungen auf die Porengröße Für diesen Versuch werden einfache Formen aus Stahlröhren mit einem Außendurchmesser von 9*525 mm hergestellt. Die Röhren werden in 15*24 cm lange Stücke geschnitten, mit Endschraubverschlüssen ausgerüstet. Die Wandstärke der Röhren beträgt annähernd 1 mm. Der erhaltene gesinterte Kunststoffteil weist einen Durchmesser von beinahe 7,6mm auf und besitzt eine Länge von 15,24 cm. Somit handelt es sich um eine geeignete Probengröße für die Bestimmung der Zugfestigkeitseigenschaft.

Es wird ein pulverförmiges Polysulfon ("PSF-3703") mit einer

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Teilchengrößenverteilung verwendet, wie sie in der nachstehenden Tabelle I angegeben ist. Dieses Pulver wird nach dem folgenden Schema gesintert: Das Pulver wird in eine Form eingepackt, dann wird die Form in ein ölbad mit einer Temperatur von 220 C verschiedene Zeiten von 10 bis 30 Minuten eingetaucht. Der erhaltene Stab mit einem Durchmesser von 7)6 mm wird dann in Probestücke mit einer Länge von 6,35 cm geschnitten.

.Anschließend wird die Größenverteilung der miteinander verbundenen Poren mittels der Quecksilber-Intrusionsporosimetrie bestimmt. Die Ergebnisse sind in Tabelle I angegeben. Die charakteristische Porengröße ist angegeben als der Prozentsatz der Poren, die größer als oder gleich 132 pm sind. Wenn bei der vorgegebenen Tempera tür die Zeit von 10 auf 30 Minuten erhöht wird, steigt auch die Anzahl der Poren mit einem Durchmesser von ^■132 pn. Wenn der Kunststoff jedoch langer als 30 Minuten bei einer Temperatur von 220⁰C gehalten wird, würde die erhaltene Probe nicht langer porös sein. Wenn andererseits der Kunstausgesetzt stoff der betreffenden Temperatur weniger als 10 Minuten/wäre, würde kein oder nur ein geringes Sintern auftreten. Demzufolge gibt es eine günstigste Zeit bei einer Temperatur und eine optimale Temperatur für eine gegebene Teilchengröße und Molekulargewichtsverteilung, um eine gewünschte Porengröße zu erreichen.

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"SV

Tabelle Teilchengröße entsprechend einem
Sieb mit einer
lichten Maschenweite

Verteilung in

> 0,5	mm	_-
> 0,44	mm	Spur
>o,3	mm	—
>0,25	mm	14,0
> 0,175	mm	50,0
> 0,15	mm	18,0
<0,l5	mm	—
>o,l	mm	10,0
y 0,062	mm	4,0
< 0,062	mm	4,0
Sinterzeit	bei 2200C	Porenvolumen in %
in Minuten		> I32 μιη
10		49,4
12		52,6
• 14		56,5
16		58,1
18		61,8
20		69i5
30		75,4

Beispiel 2

Wirkung des Molekulargewichts auf das Sintern Der folgende Versuch wird zu dem Zweck durchgeführt, die Wir kung eines niedermolekularen Anteils auf die Sinterbedingungen und die erhaltenen mechanischen·Eigenschaften zu zeigen. PoIysulfon ("PSP-3703") wird mittels Zugabe von einmal 0,5 und zum anderen von 1,0 Gewichtsprozent Diphenylsulfon "plastifiziert". Das Vermischen findet in einem 2,54 cm-Laboratoriums-Extruder statt. Das plastifizierte Polysulfon wird dann auf einer Laboratoriumsmühle

zu einem Pulver vermählen. Das erhal-809842/1040

tene Pulver wird zu porösen Stäben von 7,6 mm Durchmesser und 6,35 om Länge gesintert. Bs werden die Zugfestigkeiten der Stäbe gemessen.

Tabelle II vermittelt die mechanischen Eigenschaften für die
porösen Kunststoffe nach 20miriütigem Sintern bei verschiedenen Temperaturen. Der Kunststoff mit einem Gehalt von 1 Gewichtsprozent Diphenylsulfon wird bei 200 C schwach gesintert, während der andere Kunststoff bei dieser Temperatur nicht sintert. In allen Fällen, bei denen die Sintertemperatur erhöht wird, besitzt der plastifizierte Kunststoff überlegene mechanische
Eigenschaften in der porösen gesinterten Form. Es ist ersichtlich, daß der Zusatz von Diphenylsulfon (oder anderer niedermolekularer Substanzen) es ermöglicht,

die Sinterbedingungen zu kontrollieren. Insbesondere können kürzere Sinterzeitzyklen bei einer gegebenen Temperatur oder
niedrigere Temperaturen bei einer gegebenen Zeit angewendet
werden.

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Tabellen
Gesintertes Polysulfon ("PSF-37O3") + Diphenylsulfön : physikalische Eigenschaften

	Probe Nr.	zugesetztes Diphenyl sulfön {%)	Zeit (min)	Tempera tur (0C)	Porosi tät in %	Zugfestig keit ρ (kg/cnT)	bleibende Verfor mung (fo)	Elastizitäts modul ρ (kg/cm )
	1	0	20	200	51	■-(!)	_	_
	2	0,5	20	200	51		-	-
	3	1,0	20	200	52	2,52	0,30	844
	4	0	20	210	52	7,14	0,80	1069
OO ο	5	0,5	20	210	52	9,38	0,76	1519
co	6	ι,ο	20	210	53	8,89 ·	0,71	1448
	7	0	20	220	51	33,67	1,78 .	2503 c^
NJ 1—.	8	0,5	20	220	52	38,92	l,4o	3431
ο	9	1,0	20	220	51	47,88	1,50	3909
■Ρ-	10	0	20	230	50	81,90	• 1,80	5688.
	11	0,5	20	2^0	52	91,70	2,30	5337
	12·	1,0	20	23O	51	70,70	1,00	6876

(1) Probestücke brachen sofort. Es konnten keine Ergebnisse aufgezeichnet werden

CD CD —J NJ

HO

Beispiel^

Herstellung einer mit einem biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff überzogenen Prothese Der Schaftteil einer HundeoTDerschenkelkomponente (der Fa. Richards Manufacturing) wird durch Eintauchen in eine lOprozentige Lösung eines Polysulfone (PSF-SR) in Methylenchlorid überzogen, an der Luft getrocknet und 60 Minuten bei HO⁰C ausgehärtet. Der Schaftteil der Prothese wird dann durch Tauchen mit einer 50prozentigen Lösung eines Polysulfone ("P-3703") in Tetrahydrofuran überzogen und, während er klebrig ist, mit dem gleichen Polysulfon in Pulverform bestäubt. Die grundierte Prothese wird dann in einer konisch zulaufenden Aluminiumform angeordnet, deren Höhlung den Schaftteil der Oberschenkelkomponente mit einer Toleranz von 2,54mm genau wiedergibt. Die Höhlung wird mit dem. gleichen pulverförmigen Polysulfon lose gepackt, am unteren Teil verschlossen und 24 Minuten in ein ölbad von 215°C eingetaucht. Nach dem Abkühlen wird die Prothese entnommen. Der Schaftteil besitzt einen dicht anliegenden haftenden Überzug von porösem Polysulfon.

Beispiel 4

Herstellung eines biotechnischen porösen thermoplastischen KunststoffWerkstückes

Zu 400 g Polysulfon ("UDEL-P-I700") in einem 3,785 Liter fassenden Weithalsglaskolben werden unter Rühren 319,2 g Methylenchlorid gegeben. Dann verschließt man das Gefäß und läßt es 16 Stunden bei Raumtemperatur stehen. Es wird ein braunes PoIysulfon-Methylenchlorid-Gel erhalten, zu dem 558 g Wasser unter Mischen zugegeben werden. Das braune Gel wird weiß. Dies bildet

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das Standardteiggemisch. Ein 30 g-Anteil dieses Standardteiggemisches wird bei Raumtemperatur mittels Handdruck in eine 3,I75 mm dicke quadratische Aluminiummetallplatte mit einer Seitenlänge von 20,32 cm mit einer kreisförmigen Bohrung mit einem Durchmesser von 12,3825 cm geformt. Die erhaltene Teigvorform wird dann bei 155°C in eine erhitzte, teleskopartige Aluminiumform eingesetzt, die eine obere 12,70 cm große Aluminiumplatte aufweist und an der oberen Platte einer Presse befestigt ist, die in einem Ring gleitet und innerhalb des Rings eine andere 12,70 cm große Aluminiumplatte aufweist. Der Ring und die Bodenplatte werden nicht an der Bodenplatte der Presse befestigt.

Nach dem Einsetzen der Teigvorform wird die Presse geschlossen. Dann übt man auf beide Plattenoberfläehen der Form einen Druck von 3>50 kg/cm aus und preßt den vorgeformten Teig. Während der folgenden 15 bis 25 Sekunden findet ein Druckaufbau infolge Verflüchtigung der Lösungsmittel statt. Der Druck baut sich bis

zu 10,64 kg/cm auf. Bei diesem Punkt wird die Presse langsam

entspannt, um einen Druck von 8,75 bis 10,50 kg/cm aufrecht zu erhalten. Die Druckentspannung gestattet eine Bewegung der Formoberflächen, wodurch eine Ausdehnung der Form mit anschließendem Freisetzen von Lösungsmittel und von Wasserdampf aus der Form und eine Ausdehnung des Polymerisats in die Wege geleitet wird. Während der VerweiL zeit in der Form setzt der kontinuierliche Verlust von Lösungsmittel und Wasserdampf den Druck weiter auf etwa 3*5 kg/cm oder weniger herab. Nach insgesamt 4 Minuten wird die Form geöffnet und die verschäumte Platte entnommen. Die Platte besitzt auf beiden Seiten glatte Oberflächen und weist eine Dichte von 0,19 g/cnr auf. Die Oberflächen zeigen, wenn

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sie spanabhebend bearbeitet werden, ein offenporiges Netzwerk, und die Scheibe kann zu den gewünschten Formen geschnitten werden.

Beispiel 5

Messungen der Scherfestigkeit von biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoffen

Platten aus rostfreiem Stahl mit den Abmessungen von 0,1587 χ 2,5¹I- χ 10,16 cm (vom Typ 304) werden durch Tauchen in eine Lösung von 10 Gewichtsprozent Polysulfon (PSF-SR) in Methylenchlorid als Lösungsmittel überzogen. Das Polysulfon besitzt einen R.V. von 0,45. Nach 60minütigem Trocknen an Luft und lOminütigem Trocknen in einem Ofen bei 110 C werden die Proben anschließend wiederum in einer I5gewichtsprozentigen Lösung eines Polysulfons (P-3703¹¹) in Methylenchlorid durch Tauchen überzogen und dann 60 Minuten an Luft und anschließend 15 Minuten in einem Ofen bei 110⁰C getrocknet. Dann werden die Proben 5 Minuten bei 245°C in einem Heißluftofen behandelt, herausgenommen und sofort mit einem pulverförmigen Polysulfon ("P-3703") einer Teilchengröße von 0,42 mm unter Verwendung eines Schüttelsiebes überzogen. Die Proben werden dann miteinander verklammert, um Überlappungsschertestmuster zu bilden, und 30 Minuten bei 24o°C in einem Heißluftofen zum Verschmelzen angeordnet. Das gleiche Verfahren wird wiederholt, jedoch wird nur pulverförmiges Polysulfon ("P-I700") einer Teilchengröße von 0,42 mm über die grundierten heißen Probeplatten gesiebt. Die Proben werden dann hinsichtlich der Überlappungsscherfestigkeit nach der Methode ASTM-D-1002-72 untersucht. Die erhaltenen Ergebnisse sind in der nachstehenden Tabelle III angegeben.

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	-JW-	III	2816072
	Tabelle	(kg/cm2)
Thermoplast	Scherfestigkeit		Typ des Bruches
P-3703	111,72		kohäsiv
P-3703	100,45		kohäsiv
p-17 00	98,49		kohäsiv
p-1700 .	93,80	kohäsiv

Beispiel 6

Messungen der Scherfestigkeit von verstärkten biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoffen

Streifen aus rostfreiem Stahl ("Typ 304") der Abmessungen 0,1587 cm χ 2,54 cm χ 10,16 cm werden in Hexan und anschließend in Isopropanol gewaschen und dann getrocknet. Dann werden die Streifen durch Tauchen in eine Lösung von 10 Gewichtsprozent Polysulfon (PSF-SR) (R.V. 0,517) in Methylenchlorid unter Verwendung eines mechanischen Eintauchmotors überzogen, der mit einer gleichmäßigen Geschwindigkeit die rostfreien Streifen aus der Lösung in einer Länge von 10,l6 cm jeweils nach 90 Sekunden herauszieht. Die Streifen werden 120 Minuten bei Raumtemperatur an Luft getrocknet und dann in einem Heißluftofen 30 Minuten bei unterschiedlichen Temperaturen nachbehandelt. Nach dem Trocknen werden die Muster mittels Abstandsscheiben in einem' Abstand von 4,762 mm voneinander getrennt und miteinander verklammert'. Dann wird zwischen die Platten aus rostfreiem Stahl ein mit 15 Gewichtsprozent Kohlenstoffasern gefüllter Teig von Polysulfon, Methylenchlorid und Wasser eingebracht. Der Verbund wird 15 Minuten in einem Heißluftofen bei 150⁰C angeordnet, um den "Teig" zu verschäumen und ihn mit den Metallplatten zu verbinden. Die Proben werden dann in einer Überlappungsscherfestigkeitsvorrichtung nach der Methode ASTM-D-1002-72 untersucht.

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.Die erhaltenen Ergebnisse sind in der nachstehenden Tabelle IV angegeben.

Tabelle IV

Härtungstemperatur des Scherfestigkeit Typ des Überzuges in ⁰C (kg/cm^) Bruches

Raumtemp., trockene Luft 17,16^ adhäsiv

190⁰C bei 10 Minuten ^0,0 25 % adhäsiv

75 % kohäsiv

240°C bei 10 Minuten Jl,08 kohäsiv

Das gleiche Verfahren wird wiederholt, urn identische Streifen
aus rostfreiem Stahl unter Verwendung einer lOprozentigen Lösung von Pölysulfon ("P-I700") in Methylenchlorid zu überziehen. Die erhaltenen Ergebnisse sind in der nachstehenden Tabelle V angegeben.

Tabelle V

Härtungstemperatur des Scherfestigkeit Typ des Überzuges in ⁰C (kg/cm ) Bruches

Rautntemp., trockene Luft Überzug schält sich ab 190⁰C bei 10 Minuten 7,92 adhäsiv

240°C bei 10 Minuten 23,8 kohäsiv

320⁰C bei 10 Minuten 28,7 kohäsiv

Beispiel 7

Vergleichsdaten des Verformungsmoduls bei thermoplastischen Kunststoffen

Um die Unterschiede hinsichtlich des Verformungsmoduls bei 75°C bei biotechnischen thermoplastischen Kunststoffen vorliegender Erfindung und anderen Substanzen zu zeigen, sind die Ergebnisse in der nachstehenden Tabelle VI aufgeführt.

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Hb

Tabelle VI

Kunststoffe

biotechnischer Kunststoff

Polysulfön ("Astrel 360") Polysulfön ("ICI 300 P") Polysulfon ("UDEL P-I7OO") Polycarbonat ("LEXAN 141-111") andere Kunststoffe

Polymethacrylsäuremethylester ("Diaken MG 102")

Polyäthylen hoher Dichte ("MARLEX 6050") Polyäthylen hoher Dich ("Stamylan 9309") Polypropylen ("Profax 6423") Polypropylen ("Propathene GWM 201")

Anfangsdruck: Verformungsmodul in 10^ (kg/cm ) kg/cm

1 Std. 100 Std. 1000 Std.

576	5	192,10	95,55	21,7
281		24,50	22,4	22,75
281	25	24,15	23,8	21,7
211		24,15	22,4	-
101,	75	27,02	18,83	-
3 105	2,10	0,525	2,17
e 75,	11,90	5,60	2,59
105	7,28	4,o6	2,87
50,	7,28	3,92

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Claims (1)

1. Patentansprüche

   \1.·^: Prothetische Mittel aus einer funktionellen Trägerkomponente und einem sich zumindest über einen Teil dieser Komponente erstreckenden überzug aus einem biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff, der eine Verträglichkeit mit und eine Leitfunktion für das . -Einwachsen von Knochensplittern aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß der thermoplastische Kunststoff

   (a) mittlere Porendurchraesser von etwa 90 bis etwa 600 pm,

   (b) gegenseitige Porenverbindungen mit mittleren Durchmessern von über etwa 50 um,

   (c) einen Elastizitätsmodul von etwa I7 577 bis etwa 211 000

   kg/cm ,

   (d) eine Porosität von über etwa 40 # und

   (e) eine bleibende Gesamtverformung von unter 1 % bei einer konstanten Beanspruchung von 70 kg/cm bei Raumtemperatur

   aufweist, wobei alle diese Eigenschaften ausreichend sind;, daß erstens die auf die Skelettmuskulatur ausgeübten Beanspruchungen auf die Knochensplitter innerhalb der Poren dieses Kunststoffes übertragbar sind und daß zweitens eine ausreichende Belastungs- und Porenstabilität zur Förderung einejr..irreversiblen Ossifikation gewährleistet ist.

   2. Prothetische Mittel nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der poröse Überzug eine Dicke von etwa 0,5 bis etwa 10 mm aufweist.

   3. Prothetische Mittel nach den Ansprüchen 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß' der poröse Überzug eine Dicke von etwa 0,5

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   bis etwa 7 mm auf vielst»

   k. Prothetische Mittel nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der thermoplastische Kunststoff verstärkt ist Ulla einen Elastizitätsmodul bis zu etwa 211 000

   2 kg/cm aufwe i s t.

   5· Prothetische Mittel nach einem der Ansprüche 1 bis K, dadurch gekennzeichnet, daß der thermoplastische Kunststoff frei von Verstärkungen ist und einen Elastizitätsmodul von etwa 17 577 bis etwa 35 l6o kg/cm aufweist.

   6. Prothetische Mittel nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet<, daß der thermoplastische Kunststoff eine Porosität von etwa 4c bis etwa 70 % aufweist.

   7° Prothetische Mittel nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der thermoplastische Kunststoff eine Porosität von über 50 % aufweist.

   8. Prothetische Mittel nach mindestens einem der vorstehenden Ansprüche in Form einer Küftgelenkprothese.

   9· Prothetische Mittel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 7 in Form eines endostalen Biattimplantats.

   10. Prothetische Mittel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 7 in Form eines innerhalb des Knochenmarks gelegenen Nagels.

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   11. Prothetische Mittel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 7 in Form einer spongiösen Schraube.

   12. Prothetische Mittel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 7 in Form einer kortikalen Schraube.

   13. Verfahren zur Herstellung der prothetischen Mittel aus einer funktioneilen Trägerkomponente und einem sich zumindest über einen Teil dieser Komponente erstreckenden Überzug aus einem biotechnischen porösen thermoplastischen Kunststoff nach den Ansprüchen 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß man mindestens einen Teil der Oberfläche der funktioneilen Trägerkomponente mit einem solchen biotechnischen thermoplastischen Kunststoff, der mindestens eine Fraktion einer biomodalen Verteilung von mittleren Teilchendurchmessern innerhalb eines Bereiches von etwa 7 ' 1 bis etwa 5 : 1 aufweist, eine ausreichende Zeit

   geeigneten

   lang bei einer/Temperatur in Berührung bringt und diese Teilchen des biotechnischen thermoplastischen Kunststoffes zu einem porösen Überzug sintert, der

   (a) mittlere Porendurchmesser von etwa 90 bis etwa 600 pm,

   (b) gegenseitige Porenverbindungen mit mittleren Porendurchmessern von über etwa 50 pm und

   (c) eine Porosität von über etwa 40 % aufweist.

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