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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Diese
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung eines prothetischen
Bandscheibenkerns. Spezieller betrifft sie die Herstellung eines
künstlichen
Bandscheibenkerns, der aus einem Hydrogelmaterial hergestellt ist,
das ein röntgensichtbares
Material enthält.
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Die
Bandscheibe ist anatomisch und funktionell ein komplexes Gelenk.
Sie ist aus drei Komponentenstrukturen zusammengesetzt: dem Nucleus pulposus
(dem Kern), dem Annulus fibrosus (dem Ring) und den vertebralen
Endplatten. Die biochemische Zusammensetzung und anatomischen Anordnungen
innerhalb dieser Komponentenstrukturen stehen mit der biomechanischen
Funktion der Bandscheibe in Beziehung.
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Der
Kern nimmt etwa 25–40%
der gesamten Bandscheiben-Querschnittsfläche ein. Er ist hauptsächlich aus
mukoidem Material zusammengesetzt, das vorwiegend Proteoglycane
mit einer geringen Menge an Kollagen enthält. Die Proteoglycane bestehen
aus einem Proteinkern, an dem Ketten aus negativ geladenem Keratinsulfat
und Chondroitinsulfat kovalent befestigt sind. Aufgrund dieser Bestandteile
ist der Kern ein loses Hydrogel, das gewöhnlich etwa 70–90 Gew.-%
Wasser enthält.
Obwohl der Kern eine wichtige Rolle bei der biomechanischen Funktion
der Bandscheibe spielt, sind die mechanischen Eigenschaften der
Bandscheibe nicht gut bekannt, hauptsächlich wegen der losen Hydrogel-Natur des Kerns.
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Da
der Kern vom Ring und den vertebralen Endplatten umgeben ist und
die negativ geladenen Sulfatgruppen aufgrund der Anbringung dieser
Gruppen an der Polymermatrix immobilisiert sind, weist die Matrix
eine höhere
Konzentration an Gegenionen als ihre Umgebung auf. Diese Ionen-Konzentration hat
einen höheren
osmotischen Druck als jenen des Rings zur Folge, z.B. im Bereich
von etwa 0,1 bis etwa 0,3 MPa. Als Ergebnis der hohen fixierten
Ladungsdichte des Proteoglycans übt
die Matrix einen osmotischen Quelldruck aus, der eine angewendete Last
ziemlich ähnlich
tragen kann, wie dies beim Luftdruck in einem Reifen der Fall ist,
der das Gewicht eines Autos trägt.
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Der
osmotische Quelldruck und die Hydrophilie der Kernmatrix bieten
dem Kern die Fähigkeit, Flüssigkeit
aufzusaugen, bis er im Gleichgewicht mit den inneren Widerstandsspannungen,
die auf den Zugkräften
des Kollagen-Netzwerkes beruhen, und den äußeren Spannungen steht, die
auf den Lasten beruhen, die durch Muskel- und Bänderspannung auferlegt werden.
Der Quelldruck (Ps) des Kerns hängt
direkt von der Konzentration und den fixierten Ladungsdichten des
Proteoglycans ab, d.h., je höher die
Konzentration und fixierten Ladungsdichten des Proteoglycans sind,
desto höher
wird der Quelldruck des Kerns sein. Der äußere Druck ändert sich mit der Haltung.
Wenn der menschliche Körper
auf dem Rücken
liegt, ist die Kompressionslast auf der dritten Lendenbandscheibe
300 Newton (N), was auf 700 N ansteigt, wenn eine aufrechte Haltung
angenommen wird. Die Kompressionslast nimmt noch auf 1200 N zu,
wenn der Körper
um nur 20°C
nach vorne gebeugt wird. Wenn der äußere Druck (Pa) zunimmt, wird
das vorherige Gleichgewicht, d.h. Ps = Pa, durcheinander gebracht.
Um ein neues Gleichgewicht zu erreichen, muss der Quelldruck zunehmen. Diese
Zunahme wird durch Erhöhen
der Proteoglycan-Konzentration im Kern erzielt, was durch Verringerung
der Flüssigkeit
im Kern erzielt wird. Dies ist der Grund, warum Bandscheiben während der
Tageszeit etwa 10% ihrer Höhe
als Ergebnis eines Kriechens ["creep"] verlieren. Wenn
die äußere Last
verringert wird, d.h. Ps größer als
Pa ist, saugt der Kern Flüssigkeit
aus seiner Umgebung auf, um den neuen Gleichgewichtswert zu erreichen.
Diese Eigenschaft des Kerns ist hauptsächlich für die Kompressionseigenschaften
der Bandscheibe verantwortlich.
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Der
Ring bildet die äußere begrenzende Grenze
der Bandscheibe. Er ist aus hoch strukturierten Kollagen-Fasern
zusammengesetzt, die in einer amorphen Grundsubstanz eingebettet
sind, die ebenfalls aus Wasser und Proteoglycanen zusammengesetzt
ist. Die Menge der Proteoglycane ist im Ring niedriger als im Kern.
Die Kollagen-Fasern des Rings sind in konzentrischen laminierten
Bändern oder
Lamellen (etwa 8–12
Lagen dick) mit einer dickeren vorderen Wand und einer dünneren hinteren Wand
angeordnet. In jeder Lamelle verlaufen die Fasern parallel und sind
am oberen und unteren Wirbelkörper
in einem Winkel von etwa 30° von
der horizontalen Ebene der Bandscheibe in beide Richtungen angebracht.
Dieser Aufbau hält
insbesondere einer Verdrillung stand, da die Hälfte der Fasern, die in einer
Richtung gespannt sind, sich anspannt, wenn die Wirbel sich relativ
zueinander in die andere Richtung drehen. Die Zusammensetzung des
Rings entlang der radialen Achse ist nicht gleichförmig. Es
gibt eine ständige
Zunahme des Anteils an Kollagen von den inneren zu den äußeren Abschnitten
des Rings. Dieser Unterschied in der Zusammensetzung kann das Erfordernis
der inneren und äußeren Bereiche
des Rings widerspiegeln, sich mit sehr verschiedenen Geweben zu
vermischen, während
die Festigkeit der Struktur aufrechterhalten wird. Nur die inneren
Lamellen sind an den Endplatten verankert, wobei sie ein eingeschlossenes
Gefäß für den Kern
bilden. Das Kollagen-Netzwerk des Rings beschränkt die Tendenz des Kern-Gels,
Wasser aus umgebenden Geweben zu absorbieren und zu quellen. So
sind die Kollagen-Fasern im Ring immer in Spannung, und das Kern-Gel
ist immer in Kompression.
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Die
zwei vertebralen Endplatten sind aus Hyalinknorpel zusammengesetzt,
bei dem es sich um ein klares "glasartiges" Gewebe handelt,
das die Bandscheibe von den benachbarten Wirbelkörpern trennt. Diese Schicht
wirkt als eine Übergangszone zwischen
den harten, knochigen Wirbelkörpern
und der weichen Bandscheibe. Da die Bandscheibe ohne Blutgefäße ist,
werden die meisten Nährstoffe,
welche die Bandscheibe für
den Metabolismus benötigt, mittels
Diffusion durch die Endplatten-Fläche transportiert.
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Das
Zwischenwirbelgelenk zeigt sowohl ein elastisches als auch ein viskoses
Verhalten. Deshalb tritt bei der Anwendung einer Last auf die Bandscheibe
eine unmittelbare "Verzerrung" oder "Deformation" der Bandscheibe
auf, häufig
als "sofortige Deformation" bezeichnet. Es ist
berichtet worden, dass der Hauptweg, auf dem Wasser während der
Kompression aus der Bandscheibe verloren geht, durch die Knorpel-Endplatten
stattfindet. Da die Wasserpermeabilität der Endplatten im Bereich
von etwa 0,20 bis etwa 0,85 × 10–17 m4N–1s–1 liegt,
ist es vernünftig
anzunehmen, dass unter Belastung das anfängliche Volumen der Bandscheibe
konstant ist, während
die Last aufgebracht wird. Da der natürliche Kern der Bandscheibe
in Form eines losen Hydrogels, d.h. eines hydrophilen polymeren
Materials, das in Wasser unlöslich
ist, vorliegt, kann er leicht deformiert werden, wobei das Ausmaß der Deformation
der Bandscheibe hauptsächlich
von der Ausdehnbarkeit des Rings abhängt. Es wird im Allgemeinen
angenommen, dass das hydrostatische Verhalten des Kerns eine wichtige
Rolle bei der normalen statischen und dynamischen Last-Mitaufnahmefähigkeit
der Bandscheibe spielt und die Rückstellkraft
der gedehnten Fasern des Rings die Auswirkungen des Kernquelldrucks
ausgleicht. Ohne die Begrenzung durch den Ring würde die ringförmige Auswölbung des
Kerns beträchtlich
zunehmen. Wenn die Last bei einem konstanten Niveau gehalten wird,
findet eine allmähliche Änderung
der Gelenkhöhe, üblicherweise
als "Kriechen" ["creep"] bezeichnet, als
Funktion der Zeit statt. Schließlich
wird das Kriechen stabilisiert, und man sagt, dass sich das Gelenk
im "Gleichgewicht" befindet. Wenn die
Last entfernt wird, "erholt
sich" das Gelenk
allmählich
zu seiner ursprünglichen
Höhe vor
der Belastung. Die Kriech- und
Relaxationsgeschwindigkeit hängt
von der Größe der aufgebrachten
Last, der Permeabilität
der Endplatten und der Wasserbindungsfähigkeit des Kern-Hydrogels ab. Kriechen
und Relaxation sind wesentliche Prozesse beim Hinein- und Herauspumpen
von Flüssigkeit
in die bzw. aus der Bandscheibe.
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Man
nimmt an, dass die Degeneration der Bandscheibe eine übliche Ursache
für pathologische Endveränderungen
und Rückenschmerzen
ist. Wenn die Bandscheibe altert, unterliegt sie einer Degeneration.
Die Veränderungen,
die stattfinden, sind derart, dass in vieler Hinsicht die Zusammensetzung
des Kerns sich jener des inneren Rings anzunähern scheint. Eine Bandscheibendegeneration
ist zumindest teilweise die Folge der Zusammensetzungsänderungen
im Kern. Es wurde gefunden, dass sowohl das Molekulargewicht als
auch die Menge der Proteoglycane im Kern mit dem Alter abnimmt,
insbesondere in degenerierten Bandscheiben, und das Verhältnis von
Keratinsulfat zu Chondroitinsulfat im Kern zunimmt. Diese Zunahme
des Verhältnisses
von Keratinsulfat zu Chondroitinsulfat und die Abnahme des Proteoglycan-Gehalts
verringert die fixierte Ladungsdichte des Kerns von etwa 0,28 mÄq/ml auf
etwa 0,18–0,20
mÄq/ml.
Diese Änderungen
verursachen, dass der Kern einen Teil seiner Wasserbindungsfähigkeit
verliert, was den maximalen Quelldruck verringert, den er ausüben kann.
Als Ergebnis fällt
der maximale Wassergehalt von mehr als etwa 85% in der Präadoleszenz
auf etwa 70–75%
im mittleren Alter. Es wurde gefunden, dass der Glycosaminoglycan-Gehalt
von prolabierten Bandscheiben niedriger und der Kollagen-Gehalt
höher ist
als von normalen Bandscheiben eines vergleichbaren Alters. Die Bandscheiben
L-4-L-5 und L-5-S-1 sind gewöhnlich die
degeneriertesten Bandscheiben.
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Es
ist bekannt, dass der Kern, obwohl er nur etwa ein Drittel der Gesamt-Bandscheibenfläche einnimmt,
etwa 70% der Gesamtbelastung in einer normalen Bandscheibe aufnimmt.
So wurde gefunden, dass die Kompressionslast auf die Kerne von mäßig degenerierten
Bandscheiben etwa 30% geringer ist als in vergleichbaren normalen
Bandscheiben, die Kompressionslast auf den Ring jedoch um 100% in den
degenerierten Bandscheiben zunimmt. Diese Belastungsänderung
wird hauptsächlich
durch die Strukturänderungen
in der Bandscheibe verursacht, wie oben erörtert. Die übermäßige Last auf dem Ring der
degenerierten Scheibe verursacht eine Verringerung der Bandscheibenhöhe und eine übermäßige Bewegung
der Wirbelsäulensegmente.
Die Flexibilität
der Bandscheibe erzeugt eine übermäßige Bewegung
der Kollagen-Fasern, welche wiederum die Faser-Anbringungen verletzt
und eine Delaminierung der gut organisierten Fasern des Annulus-Rings
verursacht. Der delaminierte Ring kann weiter durch Beanspruchung
des Rings geschwächt
werden, und in schweren Fällen
verursacht diese Beanspruchung ein Reißen des Rings. Dieser ganze
Prozess ist einem Fahren auf einem platten Reifen sehr ähnlich, bei
dem die Verstärkungsschicht
schließlich
delaminiert. Da die Dicke des Rings nicht gleichförmig ist und
die hinteren Abschnitte dünner
sind als die vorderen Abschnitte, treten eine Delaminierung und
Läsionen
gewöhnlich
zuerst im hinteren Bereich auf.
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Die
Bandscheibe kann auch aufgrund eines Traumas oder von Krankheiten
versetzt oder beschädigt
werden. In diesen Fällen
und im Fall einer Bandscheibendegeneration kann der Kern vorfallen und/oder
in den Wirbelkanal oder in das intervertebrale Foramen hervorstehen,
was als Bandscheibenprolaps oder "-vorfall" bekannt ist. Diese Bandscheibe kann
wiederum auf den Rückenmarksnerv
drücken,
der aus dem Wirbelkanal durch das teilweise verlegte Foramen tritt,
was im Bereich seiner Verteilung Schmerzen oder eine Lähmung verursacht.
Die häufigste
Stelle des Auftretens eines Bandscheibenvorfalls ist im unteren
Lendenbereich. Ein Bandscheibenvorfall in diesem Bereich beteiligt
oft die unteren Extremitäten
durch Drücken
auf den Ischiasnerv.
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Es
gibt grundsätzlich
drei Arten von Behandlungen, die derzeit zur Behandlung von unteren
Rückenschmerzen
verwendet werden, welche durch verletzte oder degenerierte Bandscheiben
verursacht werden: konservative Maßnahmen, Bandscheibenresektion
und Fusion. Jede dieser Behandlungen weist ihre Vorteile und Grenzen
auf. Die große
Mehrheit der Patienten mit unteren Rückenschmerzen, insbesondere
jene mit erstmalig auftretenden Episoden von unteren Rückenschmerzen,
erholen sich unter einer konservativen Behandlung. Jedoch ist es
nicht notwendigerweise richtig, dass eine konservative Behandlung
die effizienteste und ökonomischste
Weise ist, das Problem der unteren Rückenschmerzen zu lösen.
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Die
Bandscheibenresektion liefert gewöhnlich ausgezeichnete Kurzzeit-Ergebnisse bei der
Beseitigung der klinische Symptome durch Entfernen des prolabierten
Bandscheibenmaterials, gewöhnlich des
Kerns, welches die unteren Rückenschmerzen entweder
durch Drücken
auf den Rückenmarksnerv oder
durch chemische Reizung verursacht. Eine Bandscheibenresektion ist
unter einem biomechanischen Gesichtspunkt klar nicht wünschenswert.
In einer gesunden Bandscheibe nimmt der Kern die meiste Kompressionslast
auf, und in einer degenerierten Bandscheibe wird die Last hauptsächlich auf
den Annulus-Ring verteilt, was, wie oben beschrieben, ein Zerreißen und
eine Delaminierung des Rings verursacht. Die Entfernung des Kerns
bei einer Bandscheibenresektion bewirkt tatsächlich die Verteilung der Kompressionslast
auf den Annulus-Ring, wodurch die Bandscheibenräume verengt werden. Es wurde
mitgeteilt, dass erwartet werden könnte, dass eine Langzeit-Bandscheibenhöhen-Verringerung
irreversible Osteoarthritis-ähnliche
Veränderungen
in dem Zwischenwirbelgelenk verursacht. Dies ist der Grund, warum
eine Bandscheibenresektion schlechte Langzeit-Vorteile liefert und
ein hohes Auftreten eines erneuten Prolapses zur Folge hat.
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Eine
Fusion liefert im Allgemeinen bei der Beseitigung der Symptome und
der Stabilisierung des Gelenks gute Ergebnisse. Da jedoch die Bewegung
des fusionierten Segments beschränkt
ist, ist der Bewegungsbereich der angrenzenden Bandscheiben erhöht, was
möglicherweise
deren degenerative Prozesse verstärkt.
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Wegen
dieser Nachteile ist es wünschenswert,
eine prothetische Gelenkvorrichtung zu verwenden, die nicht nur
in der Lage ist, die verletzte oder degenerierte Bandscheibe zu
ersetzen, sondern auch die physiologische und die biomechanische Funktion
der ersetzten Bandscheibe nachahmen und eine weitere Degeneration
des umgebenden Gewebes verhindern kann.
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Künstliche
Bandscheiben sind im Stand der Technik wohlbekannt. Das U.S. Patent
Nr. 3,867,728 an Stubstad et al. betrifft eine Vorrichtung, welche
die gesamte Bandscheibe ersetzt. Diese Vorrichtung wird durch Laminieren
von vertikalen, horizontalen oder axialen Bögen aus elastischem Polymer
hergestellt. Das U.S. Patent Nr. 4,309,777 an Patil betrifft eine
Prothese, die Metallfedern und Schalen verwendet. Ein Wirbelsäulenimplantat,
das einen starren festen Körper
mit einer porösen
Beschichtung auf einem Teil seiner Oberfläche umfasst, ist im U.S. Patent
Nr. 4,714,469 von Kenna gezeigt. Eine Bandscheiben-Prothese, die
aus einem Paar starrer Pfropfen besteht, um die degenerierte Bandscheibe zu
ersetzen, wird von Kuntz, U.S. Patent Nr. 4,349,921, dargelegt.
Die U.S. Patente Nr. 4,772,287 und 4,904,260 an Ray et al. lehren
die Verwendung eines Paars zylindrischer prothetischer Bandscheiben-Kapseln
mit oder ohne therapeutische Mitteln. Das U.S. Patent Nr. 4,911,718
an Lee et al. betrifft einen elastomeren Bandscheibenabstandshalter,
der drei verschiedene Teile umfasst: Kern, Ring und Endplatten aus
verschiedenen Materialien. Derzeit ist keine dieser Erfindungen
ein Produkt auf dem Wirbelsäulen-Versorgungsmarkt
geworden. Bao et al. beschreiben in den U.S. Patenten Nr. 5,047,055
und 5,192,326 künstliche
Kerne, die Hydrogele in Form von großen Stücken, die, wenn sie vollständig hydratisiert
sind, so geformt sind, dass sie sich allgemein an den Bandscheibenhohlraum
anpassen, bzw. Hydrogel-Perlen mit einer porösen Umhüllung umfassen. Die Hydrogele
weisen einen Gleichgewichts-Wassergehalt (GWG) von mindestens etwa 30%
und eine Kompressionsfestigkeit von mindestens etwa 1 Meganewton
pro Quadratmeter (1 MNm–2) auf, wenn sie den
Begrenzungen des Kerns und der Endplatten der Bandscheibe unterliegen.
Bevorzugt beträgt
die Kompressionsfestigkeit des Kerns etwa 4 MNm–2 oder
sogar noch mehr.
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Die
WO 98/55053 (Raymedica, Inc.) betrifft einen prothetischen Bandscheiben-Kernkörper in Form
einer länglichen
Kapsel zur Implantation in eine menschliche Bandscheibe, welcher
aus einem Hydrogel-Kern und einer begrenzenden Ummantelung hergestellt
ist, die den Hydrogel-Kern umgibt und ermöglicht, dass sich der Hydrogel-Kern
verformt und wieder zurückverformt.
Die begrenzende Ummantelung ist so konfiguriert, dass sie ermöglicht,
dass der Hydrogel-Kern bis zu einem vorbestimmten Volumen hydratisiert
wird, und verformt sich und bildet sich auf gewünschte Weise als Antwort auf
verschiedene Lasten zurück,
die auf den Wireblsäulentrakt
gegeben werden. Der prothetische Bandscheiben-Kern unterstützt die
Wiederherstellung der natürlichen Physiologie
der menschlichen Bandscheibe. Zwei prothetische Bandscheiben-Kerne
können
Seite an Seite in eine beschädigte
Bandscheibe einer menschlichen Wirbelsäule implantiert werden; um die
richtige Anordnung des prothetischen Bandscheiben-Kerns innerhalb
des Bandscheiben-Raumes sicherzustellen, kann ein röntgendichter
Draht innerhalb der begrenzenden Ummantelung angeordnet werden.
Der Draht kann aus einem Platin-Iridium-Material bestehen. Alternativ
kann ein röntgendichter Faden
in die beschränkende
Umhüllung
eingewebt werden oder ein röntgendichtes
Material zu dem Hydrogel-Kern hinzugefügt werden.
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Die
US-A-5,755,797 (Baumgartener) beschreibt ein Implantat für den Kernbereich
einer Bandscheibe. Stützelemente
können
in dem Implantat eingeschlossen sein, z.B. Kugeln, die aus einem Material
bestehen können,
das unter Röntgenüberprüfung sichtbar
ist. Das Implantat kann aus einem Hydrogel bestehen.
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Der
Hauptnachteil der Erfindung von Substad et al., Patil, Kenna und
Lee et al. ist, dass die Verwendung ihrer Prothese einen vollständigen Ersatz
der natürlichen
Bandscheibe erfordert, was zahlreiche chirurgische Schwierigkeiten
beinhaltet. Zweitens ist die Bandscheibe ein komplexes Gelenk, anatomisch
und funktionell, welches die oben erwähnten drei Komponentenstrukturen
umfasst, von denen jede ihre eigenen einzigartigen Strukturmerkmale aufweist.
Das Entwerfen und Herstellen einer derartig komplizierten Prothese
aus annehmbaren Materialien, welche die Funktion der natürlichen
Bandscheiben nachahmen, ist sehr schwierig. Ein weiteres Problem
ist die Schwierigkeit der Verhütung,
dass die Prothese verrutscht. Viertens war es selbst bei Prothesen,
die nur zum Ersatz des Kerns gedacht sind, ein Haupthindernis, ein
Material zu finden, das dem natürlichen ähnlich ist
und auch in der Lage ist, die normale Funktion des Kerns wiederherzustellen. Hydrophobe
Elastomere und thermoplastische Polymere sind zur Verwendung in
dem prothetischen Kernen aufgrund ihrer signifikanten inhärenten Unterschiede
zum natürlichen
Kern, z.B. Fehlen von Hydrophilie bei den Elastomeren und Fehlen
von Flexibilität
bei ihren Thermoplasten, nicht wünschenswert.
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Diese
Probleme werden von Kuntz, der elastische Gummistopfen verwendet,
oder von Froning und Ray et al. nicht gelöst, die Blasen bzw. Kapseln verwenden,
welche mit einem Fluid oder thixotropen Gel gefüllt werden. Gemäß den Patenten
von Ray und Froning wurde eine Flüssigkeit verwendet, um die
Kapseln bzw. Blasen zu füllen,
wodurch erfordert wird, dass deren Membranen vollständig dicht
sind, um ein Flüssigkeitsauslecken
zu verhindern. Als Folge können
diese Vorrichtungen die Funktion des Kerns nicht vollständig wiederherstellen,
welche ermöglicht,
dass Körperflüssigkeiten
während
einer zyklische Belastung hinein und hinaus diffundieren, wodurch
die Nährstoffe
bereitgestellt werden, welche die Bandscheibe benötigt.
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Die
prothetischen Lenden-Bandscheiben-Kerne von Bao et al. sind aus
Hydrogelen hergestellt. Hydrogele sind in biomedizinischen Anwendungen,
wie Kontaktlinsen, verwendet worden. Unter den Vorteilen der Hydrogele
befindet sich, dass sie biokompatibler sind als hydrophobe Elastomere
und Metalle. Diese Biokompatibilität beruht hauptsächlich auf
den einzigartigen Eigenschaften von Hydrogelen, nämlich dass
sie weich sind und wie die umgebenden Gewebe Wasser enthalten und
relativ niedrige Reibungskoeffizienten mit Bezug auf die umgebenden Gewebe
aufweisen. Die Biokompatibilität
von Hydrogelen hat prothetische Kerne zum Ergebnis, die im Körper leichter
toleriert werden. Weiter ermöglichen hydrophobe
Elastomere und metallische Gele nicht eine Diffusion von wässrigen
Zusammensetzungen und deren gelösten
Stoffen durch dieselben.
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Ein
zusätzlicher
Vorteil von einigen Hydrogelen ist ihre gute mechanische Festigkeit,
welche ermöglicht,
dass sie der Last auf der Bandscheibe standhalten und den normalen
Raum zwischen den Wirbelkörper
wiederherstellen. Die oben erwähnten Kerne
von Bao et al. weisen eine hohe mechanische Festigkeit auf und sind
in der Lage, den Körperlasten standzuhalten
und die Heilung der defekten Ringe zu unterstützen.
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Weitere
Vorteile der Hydrdogele, die in den Kernen von Bao et al. verwendet
werden, sind deren ausgezeichnete viskoelastischen Eigenschaften
und ihr Formgedächtnis.
Hydrogele enthalten eine große Menge
Wasser, das als Weichmacher wirkt. Ein Teil des Wassers ist als
freies Wasser verfügbar,
welches mehr Freiheit besitzt, das Hydrogel zu verlassen, wenn das
Hydrogel unter mechanischem Druck teilweise dehydratisiert wird.
Diese Eigenschaft der Hydrogele ermöglicht, dass sie auf die gleiche
Weise wie der natürliche
Kern unter Kompression kriechen und über lange Zeiträume einer
zyklischen Belastung ohne jeglichen signifikanten Abbau oder Verlust
ihrer Elastizität
standhalten. Dies ist der Fall, da Wasser in dem Hydrogel sich wie
ein Kissen verhält,
wodurch das polymere Netzwerk eines Hydrogels mit einem hohen Gleichgewichts-Wassergehalt (GWG)
für eine Beschädigung unter
mechanischer Last weniger empfänglich
ist.
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Ein
weiterer Vorteil von Hydrogelen ist ihre Durchlässigkeit für Wasser und wasserlösliche Substanzen,
wie Nährstoffe,
Metaboliten und dergleichen. Es ist bekannt, dass Körperflüssigkeitsdiffusion unter
zyklischer Belastung die Hauptquelle von Nährstoffen für die natürliche Bandscheibe ist. Wenn
der Weg dieser Nährstoffdiffusion
blockiert ist, z.B. durch einen Wasser-undurchdringlichen Kern,
erfolgt mit Sicherheit eine weitere Verschlechterung der Bandscheibe.
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Hydrogele
können
dehydratisiert werden, und die resultierenden Xerogele können wieder
hydratisiert werden, ohne dass sich die Eigenschaften der Hydrogele ändern. Wenn
ein Hydrogel dehydratisiert wird, nimmt sein Volumen ab, wodurch
die Implantation des Prothese-Kerns in die Kernhöhle in der Bandscheibe erleichtert
wird. Der implantierte Prothese-Kern quillt dann im Körper durch
Absorption von Körperflüssigkeit
bis zu seinem GWG. Der GWG des Hydrogels hängt von der darauf aufgebrachten Kompressionslast
ab. So unterscheidet sich das GWG eines speziellen Hydrogels in
einem offenen Behälter
von dem GWG des gleichen Hydrogels in einem geschlossenen Gefäß, wie einer
Bandscheibe. Die GWG-Werte, auf die nachstehend Bezug genommen wird,
gelten für
Hydrogele, die Kompressionslasten unter Bedingungen ausgesetzt werden,
die in Bandscheiben angefunden werden. Der Ausdehnungsfaktor eines
dehydratisierten Hydrogels wiederum hängt von seinem GWG ab. So kann
er von 1,19 bei einem Hydrogel von 38% GWG bis 1,73 bei einem Hydrogel
von 80% GWG variieren. Bei einem Hydrogel mit 80% GWG beträgt das Volumen
des dehydratisierten Prothese-Kerns gewöhnlich etwa 20% desjenigen
des hydratisierten. Die Fähigkeit,
dehydratisiert werden und dann bei Dehydratisierung wieder bis zu
ihrem GWG zu ihrer ursprünglichen
Form zurückzukehren,
macht es möglich,
die Vorrichtung während
der Operation posterior-lateral zu implantieren, wodurch die Komplexität und das
Risiko der intraspinalen Operation, wie sie herkömmlich verwendet wird, verringert
wird. Die Gefahr einer Perforation des Nervs, des Duralsacks, von
Arterien und anderen Organen ist ebenfalls verringert. Zusätzlich kann
die Inzisionsfläche
auf dem Ring verringert werden, was dazu beiträgt, den Ring zu heilen und
einen erneuten Prolaps der Bandscheibe zu verhüten. Hydrogele sind auch aufgrund
ihrer Fähigkeit
zur gesteuerten Freisetzung von Arzneistoffen für eine Arzneistoffzufuhr in
die Bandscheibe nützlich.
Verschiedene therapeutische Mittel, wie Wachstumsfaktoren, Langzeit-Analgetika
und entzündungshemmende
Mittel, können
an dem prothetischen Kern angebracht werden und mit gesteuerter
Geschwindigkeit nach der Implantation des Kerns in die Bandscheibe
freigesetzt werden.
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Weiter
kann die Abmessungsbeibehaltung bei Hydrogelen mit einem Wassergehalt
von bis zu etwa 90% aufrechterhalten werden. Diese Abmessungsbeibehaltung
trägt,
wenn der Kern geeignet gebaut ist, dazu bei, die Wirbelsäulenlast
auf dem Annulus-Ring auf eine größere Fläche zu verteilen,
und zu verhüten,
dass der Prothese-Kern sich auswölbt und
prolabiert.
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Jedoch
ist es normalerweise schwierig, durch das kleine Fenster, das in
der Bandscheibe zur Entfernung des prolabierten Kerns vorgesehen
ist, aufgrund des großen
Volumens in einem vollständig hydratisierten
Zustand eine vollständig
hydratisierte Hydrogel-Prothese in den Hohlraum einer Bandscheibe
zu implantieren, insbesondere in einer perkutanen Operation. Deshalb
müssen
derartige Prothesen in relativ dehydratisierten Zuständen in
die Bandscheibe implantiert werden, was aufgrund von deren geringer
Oberfläche
lange Zeiträume
erfordert, um ihre GWGs zu erreichen. Andere Hydrogele mit größeren Oberflächen passen
sich nicht vollständig an
die Form des Hohlraums an. Andere Polymere, wie jene, die in der
WO 971268407 (PCT-US97 00457) offenbart sind, können ebenfalls verwendet werden,
um den Bandscheiben-Kern zu füllen.
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Ein
Verfahren zur Bildung eines Wirbelsäuen-Kernimplantats, welches
den nächsten
Stand der Technik darstellt, ist in der US-A-6,132,465 offenbart.
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Es
ist wünschenswert,
ein Hydrogel-Implantat bereitzustellen, das inhärent röntgendicht, d.h. röntgensichtbar
ist, so dass Chirurgen die Anordnung des Implantats in dem Hohlraum,
der durch die Entfernung des Wirbelsäulen-Kerns erzeugt wird, betrachten
können.
Es ist vorteilhaft, wenn das röntgensichtbare
Material dem polymeren oder Hydrogel-Material einverleibt werden
könnte,
welches das prothetische Kern-Implantat aufbaut. Es ist wünschenswert, über ein
Verfahren zu verfügen,
welches das Hydrogel oder das Polymer röntgendicht macht, was Abmessungsänderungen
des Hydrogel-Implantats während
der Verarbeitung und nach der Implantation ohne Beeinträchtigung
der mechanischen Integrität
des Implantats ermöglichen
würde.
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Es
werden verschiedene Verfahren verwendet, um ein Hydrogel- oder anderes
polymere Kern-Implantat zu implantieren. Ein derartiges Verfahren
ist im U.S. Patent Nr. 5,800,549 gezeigt.
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ZUSAMMENFASSUNG
DER ERFINDUNG
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Es
ist ein Ziel der Erfindung, ein Verfahren zur Einverleibung von
röntgensichtbarem
Material in das Hydrogel oder Polymer bereitzustellen, welches entweder
in dem ganzen Implantat dispergiert ist oder an bestimmten Orten
darin angeordnet ist.
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Die
Erfindung stellt demgemäß ein Verfahren gemäß Anspruch
1 bereit.
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Das
Material, bei dem es sich um ein Metall wie Gold, Wolfram, Tantal,
Platin, Titan oder deren Kombinationen handeln kann, kann in Pulverform vorliegen
und kann auf gleichförmige
Weise in dem ganzen Hydrogel verteilt werden, oder es kann in Pulverform
vorliegen und in getrennten Schichten oder an getrennten Orten in
das Hydrogel- oder polymere Implantat gegeben werden. Das röntgendichte
Pulver weist bevorzugt einen maximalen Durchmesser von zwischen
10 und 100 μm
auf und bevorzugter weist das Pulver einen Durchmesser von etwa
75 μm auf.
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Alternativ
kann das Metall in Form einer Folie sowohl in Streifenform als auch
in Form von Plättchen,
die in dem ganzen Implantat verstreut sind, vorliegen. Wenn die
Folie in Streifenform vorliegt, sollte sie relativ dünn sein,
d.h. im Bereich von 1–100 μm dick, so
dass sie sich, wenn sie mit einem Hydrogel verwendet wird, ausdehnt
und zusammenzieht, wenn das Hydrogel hydratisiert und dehydratisiert wird.
In der bevorzugten Ausführungsform
ist eine Dicke am unteren Ende dieses Bereichs wünschenswert, z.B. 2 μm dick.
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In
einer zusätzlichen
Ausführungsform
kann das Implantat in Form eines Metalldrahts oder einer Wendel
vorliegen, der bzw. die in dem Hydrogel-Implantat während dessen
Bildung angeordnet wird. Wiederum weist der Draht einen solchen
Durchmesser auf, dass er in der Lage ist, sich während der Hydratation und Dehydratation
des Hydrogels auf sich selbst zu falten.
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Wenn
das verwendete Polymer in situ gebildet wird, wird das Metall, welches
dem Implantat die Röntgensichtbarkeit
verleiht, vor der Injektion und dem Härten in dem ganzen Polymer
verteilt.
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Wenn
das Polymer in der Schmelze verarbeitet wird, dann wird das Metall
in das Polymer eingemischt, wenn sich dieses oberhalb seines Schmelzpunkts
befindet.
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Verfahren
zur Herstellung des Hydrogels, einschließlich des röntgendichten Materials, umfassen
das Lösen
des Polymerpulvers, um eine homogene Lösung zu bilden, und dann das
Mischen des Metallpulvers mit Metallplättchen darin, während die Lösung immer
noch eine Flüssigkeit
ist, und das Einfrieren der Lösung,
um einen Festkörper
zu bilden. Gewöhnlich
wird die Lösung
in eine Form gegossen, um das Hydrogel zu formen, und dann wird
die Form in den Gefrierschrank gegeben.
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Alternativ
kann das Hydrogel-Implantat aufeinander folgend gebildet werden,
indem man eine homogene Lösung
mit röntgendichtem
Material in die Form gibt, aber nur einen Teil der Form füllt, die
Lösung
einfriert, eine zusätzliche
Schicht aus Hydrogel, die das röntgendichte
Metall einschließt,
auf der ersten Schicht aus verfestigtem Hydrogel anordnet und danach
die zweite Schicht zur Bildung eines Festkörpers einfriert. Dieses Verfahren
kann wiederholt werden, um abwechselnde Schichten in dem Prothese-Kern
zu bilden, die entweder röntgendurchsichtig oder
röntgendicht
sind.
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In
noch einer weiteren Ausführungsform kann
das polymere Implantat gebildet werden, indem man ein Polymer wie
Poly(acrylnitril) schmilzt und das röntgendicht machende Mittel
vor dem Formen des Implantats einmischt. Aufeinander folgende Formvorgänge, die
bei einem Implantat durchgeführt werden,
können
ein röntgendicht
machendes Mittel zum Ergebnis haben, das in bestimmten Bereichen des
Implantats lokalisiert ist. Das polymere Implantat kann auch gebildet
werden, indem man sowohl ein vernetzbares Material (z.B. Monomer
und/oder Vorpolymer) und ein Vernetzungsmittel injiziert und dann das
vernetzbare Material in situ härten
lässt,
wie Polyurethan. Die Röntgensichtbarkeit
kann diesem Implantat verliehen werden, indem man das röntgendicht machende
Mittel zu dem vernetzbaren Material, dem Vernetzungsmittel oder
beidem gibt.
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Falls
eine Wendel oder Folie verwendet wird, um die röntgendichten Teile des Hydrogels
zu erzeugen, kann die Folie oder Wendel in das flüssige Hydrogel
vor der Verfestigung desselben durch Kühlen gegeben werden.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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1 ist
eine Aufrissansicht der Bandscheibe ohne ihren Kern mit ihren verbundenen
Wirbeln;
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2 ist
eine Aufrissansicht der Bandscheibe und der damit verbundenen Wirbel
von 1, aus welcher der Kern entfernt worden ist.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG
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In
der bevorzugten Ausführungsform
passt sich der Hydrogel-Prothese-Kern der vorliegenden Erfindung,
wenn er zu seinem GWG hydratisiert ist, allgemein der Form des natürlichen
Kerns an. Alternativ kann das Hydrogel in einer Polymer-Ummantelung festgehalten
sein. Dies wird in den U.S. Patenten Nr. 5,674,295 und 6,132,465
gelehrt. Der Prothese-Kern wird in den Hohlraum 11 der
Bandscheibe 12 der Wirbel 14 implantiert und ist
vom natürlichen
Ring 16 umgeben. Wirbelendplatten 20 und 22,
wie in 1 gezeigt, bedecken die obere bzw. untere Fläche des
Kerns. Das Implantat wird durch eine Öffnung 62 im Ring 12 eingeführt.
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Der
Prothese-Kern der vorliegenden Erfindung kann Metallteilchen einschließen, die überall in demselben
gleichförmig
dispergiert sind. Gleichförmig
wird in einem relativen Sinn verwendet, nicht um anzuzeigen, dass
die Teilchen innerhalb des Hydrogels genau beabstandet sind.
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Der
Prothese-Bandscheiben-Kern der vorliegenden Erfindung kann einen
röntgendichten
Folienstreifen darin angeordnet aufweisen.
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Ein
polymeres Implantat der vorliegenden Erfindung kann eine röntgendichte
oder röntgensichtbare
Wendel darin angeordnet aufweisen.
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Ein
Prothese-Bandscheiben-Kern der vorliegenden Erfindung kann auch
röntgendichte
Schichten aus Metallteilchen oder Folienteilchen aufweisen, die
darin angeordnet sind. Eine Schicht, zwei Schichten oder drei oder
mehr als drei Schichten können verwendet
werden.
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Hydrogele,
die bei der Durchführung
der Erfindung nützlich
sind, umfassen leicht vernetzte biokompatible Homopolymere und Copolymere
von hydrophilen Monomeren, wie 2-Hydroxylalkylacrylaten und -methacrylaten,
z.B. 2-Hydroxyethylmethacrylat (HEMA);
N-Vinyl-Monomeren, zum Beispiel N-Vinyl-2-pyrrolidon (N-VP); ethylenisch ungesättigten Säuren, z.B.
Methacrylsäure
(MA), und ethylenisch ungesättigten
Basen, wie 2-(Diethylamino)ethylmethacrylat (DEAEMA). Die Copolymere
können
weiter Reste von nicht-hydrophilen Monomeren, wie Alkylmethacrylaten,
z.B. Methylmethacrylat (MMA) und dergleichen, einschließen. Die
vernetzten Polymere werden durch bekannte Verfahren in Anwesenheit von
Vernetzungsmitteln wie Ethylenglycoldimethacrylat und Methylenbis(acrylamid)
und Initiatoren wie 2,2-Azobis(isobutyronitril), Benzoylperoxid
und dergleichen und Strahlung, wie UV- und γ-Strahlung, gebildet.
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Verfahren
zur Herstellung dieser Polymere und Copolymere sind in der Technik
wohlbekannt. Der GWG dieser Hydrogele kann variieren, z.B. von etwa
38% bei PolymaconTM (Poly-HEMA) bis zu etwa 79%
bei LidofilconTM B (einem Copolymer von
N-VP und MMA) unter Umgebungsbedingungen.
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Ein
weitere Art von Hydrogel, die bei der Durchführung der Erfindung nützlich ist,
wird durch HYPANTM und Poly(vinylalkohol)
(PVA)-Hydrogele erläutert.
Diese Hydrogele sind, anders als die oben erwähnten Hydrogele, nicht vernetzt.
Ihre Unlöslichkeit in
wässrigen
Medien beruht auf ihren partiell kristallinen Strukturen. HYPANTM ist ein partiell hydrolysiertes Polyacrylnitril.
Es weist eine Multiblock-Copolymer
(MBC)-Struktur auf, die harte kristalline Nitril-Blöcke, die
das Hydrogel mit guten mechanischen Eigenschaften versehen, und
weiche amorphe hydrophile Blöcke
umfasst, um das Hydrogel mit einer guten Wasserbindungsfähigkeit
zu versehen. Die Verfahren zur Herstellung von HYPANTM-Hydrogelen
mit verschiedenen Wasser-Gehalten und mechanischen Eigenschaften
sind in den U.S. Patenten Nr. 4,337,327, 4,370,451, 4,331,783, 4,369,294, 4,420,589,
4,379,874 und 4,631,188 offenbart worden. Die Vorkern-Formen dieses
Materials zur Verwendung in dieser Erfindung können durch Schmelzverarbeitung
unter Verwendung von Lösungsmitteln wie
DMF und DMSO als Schmelzhilfsmittel oder durch Lösungsverarbeitung hergestellt
werden.
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Andere
Arten von Polymeren, die bei der Durchführung der Erfindung nützlich sind,
umfassen Polyurethane von medizinischer Güte und Materialien, die durch
Vernetzung von Protein-Vorstufen gebildet werden. Diese Materialien
können
in ihrer Endform Hydrogele bilden oder nicht, sind aber immer noch
als Materialien zur Bildung von prothetischem Kern-Ersatz nützlich.
Derartige Materialien sind in den U.S. Patenten Nr. 5,888,220, 6,189,048, 6,183,518
und in der Veröffentlichung
US 20020049498 A1 gezeigt.
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Ein
bevorzugtes Hydrogel zur Verwendung bei der Durchführung dieser
Erfindung ist hoch hydrolysierter kristalliner Poly(vinylalkohol)
(PVA). Der Grad der Hydrolyse kann zwischen 95 und 100% liegen,
abhängig
von dem gewünschten
GWG, das etwa 60% bis etwa 90% betragen wird. Im Allgemeinen nimmt
der End-Hydrogel-Wassergehalt mit abnehmender Hydrolyse des anfänglichen
PVA zu, die eine verringerte Kristallinität zur Folge hat.
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Partiell
kristalline PVA-Hydrogele können aus
kommerziell erhältlichen
PVA-Pulvern durch
irgendeines der im U.S. Patent Nr. 4,663,358 offenbarten Verfahren hergestellt
werden. Typisch werden 10–15%
PVA-Pulver mit einem Lösungsmittel
wie Wasser, Dimethylsulfoxid (DMSO), Ethylenglycol und deren Mischungen
gemischt. Ein bevorzugtes Lösungsmittel
ist 15% Wasser in DMSO. Die Mischung wird dann bei einer Temperatur
von etwa 100 bis etwa 120°C
erwärmt,
bis eine viskose Lösung
gebildet ist. Die Lösung
wird dann in eine schlauchförmige Metall-,
Glas- oder Kunststoffform gegossen oder eingespritzt und auf unter –10°C, bevorzugt
etwa –20°C, abkühlen gelassen.
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Die
Lösung
wird mehrere Stunden, bevorzugt etwa 20 Stunden, bei der Temperatur
gehalten, während
dessen eine Kristallisation und deshalb Gelierung des PVA stattfindet.
Das geformte Gel wird über
eine Zeitspanne von mindestens zwei Tagen in mehreren Portionen
Wasser eingeweicht, die periodisch ersetzt werden, bis alles organische
Lösungsmittel
in dem Gel durch Wasser ersetzt worden ist. Das hydratisierte Gel
kann partiell oder vollständig
für die
Implantation dehydratisiert werden. Die so hergestellten Hydrogele
weisen GWGs zwischen 60–90% und
Kompressionsfestigkeiten von mindestens 1 MNm–2,
bevorzugt etwa 4 MNm–2 auf, wenn sie den gleichen
Zwangsbedingungen wie der natürliche Kern
in einer Bandscheibe unterliegen. Allgemein kann jedes Polymer,
das für
biomedizinische Zwecke verwendet werden kann, eingesetzt werden,
solange das Polymer die gewünschten
Steifheitsmerkmale zeigt.
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Die
Beendigung des Lösungsmittelaustausches
wird durch bekannte Verfahren bestimmt. Zum Beispiel wird, wenn
das Lösungsmittel
DMSO ist, dessen Entfernung aus dem Gel wie folgt bestimmt:
50 μl 0,01 N
KMnO4 werden zu 50 ml-Aliquoten des Wassers
gegeben, das aus den Gelen abgetrennt worden ist. Die Anwesenheit
von DMSO im Wasser wird durch Verschwinden der charakteristischen
rosaroten Farbe des KMnO4 angezeigt. Wenn
das DMSO vollständig
entfernt worden ist, verschwindet die rosarote Farbe nicht. Dieses
Nachweisverfahren weist eine Nachweisgrenze von 0,3 ppm für DMSO auf,
wenn es mit einer Blindprobe und 0,3 ppm wässrigem DMSO-Standard verglichen
wird.
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Allgemein
kann jedes Hydrogel, das für
biomedizinische Zwecke verwendet werden kann, eingesetzt werden,
solange das Hydrogel einen GWG von etwa 30 bis 90% und eine Kompressionsfestigkeit
von mindestens etwa 1 MNm–2, bevorzugt 4 MNm–2,
zeigt, wenn es den Zwängen
des Rings und der Endplatten der Bandscheibe unterliegt. Ein Stab oder
Rohr, das aus diesen Materialien in dehydratisierter Form, d.h.
als Xerogele, hergestellt ist, kann entweder durch Gießformen
oder durch Schneiden auf der Drehbank hergestellt werden. Beim Gießformen
wird die flüssige
Monomer-Mischung mit Initiator in eine Form mit vorbestimmter Form
und Größe gegossen
und gehärtet.
Falls gewünscht,
kann die Gießmischung
Wasser oder ein anderes wässriges Medium
einschließen.
Unter diesen Umständen
ist der resultierende Stab oder das resultierende Rohr partiell
hydratisiert, d.h. ein Hydrogel. Im Fall eines Schneidens auf der
Drehbank kann das Xerogel auf ähnliche
Weise wie die obige in Form eines Blocks oder Stabs hergestellt
werden, der größer ist
als benötigt,
um den Prothese-Kern zu bilden. Das Xerogel wird dann zu der Form
und Größe geschnitten,
die für die
Implantation in die Bandscheibenhöhle erforderlich ist. In beiden
Fällen
muss der Hydrogel-Ausdehnungsfaktor aufgrund der Polymer-Quellung
bei der Hydratation beim Entwurf der Form oder beim Schneiden des
Blocks, Stabs oder des Rohrs berücksichtigt
werden.
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Die
genaue Größe des Prothese-Kerns
bei seinem GWG kann bei verschiedenen Individuen verschieden sein.
Eine typische Größe eines
Kerns eines Erwachsenen beträgt
etwa 2 cm in der kleineren Halbachse, etwa 4 cm in der größeren Halbachse und
etwa 1,2 cm in der Dicke.
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Polymere,
die innerhalb des Körpers
härtbar sind,
können
ebenfalls verwendet werden, um den natürlichen Kern zu ersetzen und
den Ring, der aus Knorpel besteht, zu festigen. Natürlicher
Knorpel ist eine nicht-vaskularisierte Struktur, die in verschiedenen
Teilen des Körpers
gefunden wird. Gelenkknorpel tendiert dazu, als fein granuläre Matrix
vorzuliegen, die eine dicke Kruste auf der Oberfläche von Gelenken
bildet. Die natürliche
Elastizität
von Gelenkknorpel ermöglicht
es, die Erschütterungskraft
zu brechen, während
seine Glattheit eine Leichtigkeit und Freiheit der Bewegung liefert.
Bevorzugte Biomaterialien sollten deshalb viele der physikochemischen
Eigenschaften von natürlichem
Knorpel nachahmen. Biomaterialien können als Einkomponenten-Systeme
oder als Zwei- oder Mehrkomponenten-Systeme bereitgestellt werden,
welche vor oder während
der Zufuhr oder an der Stelle der Reparatur gemischt werden können. Im
Allgemeinen sind derartige Biomaterialien in ihrer ungehärteten Form
fließfähig, was
bedeutet, dass sie von ausreichender Viskosität sind, um ihre Zufuhr durch
eine Kanüle
von der Größenordnung
von etwa 2 mm bis etwa 6 mm Innendurchmesser und bevorzugt etwa
3 mm bis etwa 5 mm Innendurchmesser zu ermöglichen. Derartige Biomaterialien
sind auch härtbar,
was bedeutet, dass sie in situ am Gewebeort gehärtet oder auf andere Weise
modifiziert werden können,
um eine Phasen- oder chemische Änderung
einzugehen, die ausreicht, um eine gewünschte Position und Konfiguration
beizubehalten.
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Wenn
sie gehärtet
sind, können
bevorzugte Materialien homogen (d.h. überall für die gleichen chemisch-physikalischen
Parameter sorgend) sein, oder sie können heterogen sein. Ein Beispiel
für ein heterogenes
Biomaterial zur Verwendung als Bandscheibenersatz ist ein Biomaterial,
das die natürliche Bandscheibe
durch Bereitstellung einer starreren äußeren Umhüllung (ähnlich dem Ring) und einem
flüssigeren
inneren Kern (ähnlich
dem Kern) nachahmt. In einer alternativen Ausführungsform können Biomaterialien
verwendet werden, die Implantate mit variierenden Bereichen von
variierenden oder verschiedenen physikalischchemischen Eigenschaften
bereitstellen. Beim Bandscheibenersatz können zum Beispiel Biomaterialien
verwendet werden, die einen starreren, Ring-artigen äußeren Bereich
und einen flüssigeren,
Nucleus-artigen Kern bereitstellen. Diese di- oder höher phasischen
gehärteten
Materialien können
unter Verwendung eines einziges Biomaterials, z.B. eines, das verschiedene
Härtungsstadien eingeht,
oder unter Verwendung einer Mehrzahl von Biomaterialien hergestellt
werden. Beispiele für
geeignete Biomaterialien umfassen, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein,
Polyurethan-Polymere.
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Das
in situ gehärtete
Polymer kann ein wärmehärtendes
Polyurethan-Polymer auf der Basis einer geeigneten Kombination von
Isocyanaten, langkettigen Polyolen und kurzkettigen (mit niedrigem Molekulargewicht)
Streckmitteln und/oder Vernetzern umfassen. Geeignete Komponenten
sind im Handel erhältlich
und werden jeweils bevorzugt in der höchstmöglichen Güte, z.B. Reagens- oder bevorzugt
analytischer Güte
oder höher,
verwendet. Beispiele für
geeignete Isocyanate umfassen 4,4'-Diphenylmethandiisocyanat ("MDI") und 4,2'-Diphenylmethandiisocyanat ("TDI"). Beispiele für geeignete
langkettige Polyole umfassen Tetrahydrofuran-Polymere, wie Poly(tetramethylenoxid)
("PTMO"). Besonders bevorzugt
sind Kombinationen von PTMOs mit Molekulargewichten von 250 und
1000 in Verhältnissen von
zwischen etwa 1 zu 1 bzw. etwa 1 zu 3 Teilen. Beispiele für geeignete
Streckmittel/Vernetzer umfassen 1,4-Butandiol und Trimethylolpropan
und deren Mischungen, die bevorzugt bei einem Verhältnis von
zwischen etwa 1 zu 1 und etwa 1 zu 7 Teilen verwendet werden. Eine
solche Leistung kann unter Verwendung von Verfahren bewertet werden,
die üblicherweise
für die
Bewertung von natürlichem
Gewebe und Gelenken sowie die Verbesserung von Biomaterialien akzeptiert
werden.
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Insbesondere
zeigen die in situ gehärteten Polymerformen
mechanische Eigenschaften, welche sich jenen des natürlichen
Gewebes annähern,
das sie ersetzen sollen. Zum Beispiel zeigen bei Last-tragenden
Anwendungen bevorzugte gehärtete
Verbundstoffe eine Last-tragende Stärke von zwischen etwa 50 und
etwa 200 psi (Pfund pro Quadratinch) und bevorzugt zwischen etwa
100 und 150 psi. Derartige Verbundstoffe zeigen auch eine Scherbeanspruchung
zwischen etwa 10 und 100 psi und bevorzugt zwischen etwa 30 und
50 psi, da derartige Einheiten typisch bei der Bewertung von natürlichem Gewebe
und natürlichen
Gelenken bestimmt werden.
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Biomaterialien,
die als eine Mehrzahl von Komponenten bereitgestellt werden, z.B.
ein Zwei-Teile-Polyurethan-System, können mit dem röntgendichten
oder röntgensichtbaren
Metallpulver zum Zeitpunkt der Verwendung unter Verwendung geeigneter
Mischtechniken, wie jener, die üblicherweise
für die
Zufuhr von Zwei-Teile-Klebstoff-Formulierungen
verwendet werden, gemischt werden. Bevorzugter kann das Metallpulver
während
der Schmelzverarbeitung des Polymers zugesetzt werden. Eine geeignete
Mischvorrichtung beinhaltet zum Beispiel einen statischen Mischer
mit einem hohlen Rohr, durch dessen Lumen eine segmentierte, wendelförmige Ader
verläuft.
Ein Zwei-Teile-Polyurethan-System kann gemischt werden, indem man
die jeweiligen Komponenten unter Druck durch ein Lumen presst.
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Die
Hydrogele und Polymere der vorliegenden Erfindung weisen eine viel
höhere
strukturelle Integrität
als der natürliche
Kern auf, d.h. sie werden unter einer mechanischen Kompressionslast
mit größerer Schwierigkeit
verformt (geformtes Gel gegenüber
losem Gel). Dies ist der Fall, da, anders als das lose Gel des natürlichen
Kerns, das geformte Gel aufgrund der Vernetzung oder starken Wasserstoffbrückenbindung
in der Polymermatrix ein Formgedächtnis
besitzt. Jedoch würde
es immer noch ein starkes laterales Auswölben unter hoher Kompressionslast
aufweisen, falls es keine Begrenzung gäbe, um die Verformung zu beschränken. Da
die Verwendung der vorliegenden Erfindung nicht die Entfernung des
Bandscheibenrings und/oder der Endplatten beinhaltet, ist das laterale
Auswölben
des Hydrogel-Kerns durch die Rückstellkräfte der
gedehnten Fasern beschränkt.
Auch wird der Hydrogel-Kern aufgrund seiner überlegenen strukturellen Integrität durch
die vorherigen Prolaps-Bereiche oder die Inzision, die gemacht wurde,
um den degenerierten Kern zu entfernen, nicht prolabieren oder sich
auswölben.
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Wenn
ein Hydrogel verwendet wird, kann, da der natürliche Kern ebenfalls hauptsächlich ein
Hydrogel ist, der implantierte Prothese-Kern leicht alle biomechanischen
Funktionen des Kerns, der entfernt worden ist, wiederherstellen.
Anders als prothetische Bandscheiben des Standes der Technik stellt
der Hydrogel-Kern der vorliegenden Erfindung das viskoelastische
Verhalten der Bandscheibe aufgrund der Wasserbindungsfähigkeit
des prothetischen Hydrogels wieder her.
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Die
Implantation eines Prothese-Kerns 10 kann in Verbindung mit einer
Bandscheibenteilentfernung oder Chemonukleolyse durchgeführt werden. Da
die Eigenschaften des Prothese-Kerns der vorliegenden Erfindung
jenen des Kern-Materials ähnlich sind,
kann der prolabierte Kern teilweise oder vollständig durch den Hydrogel-Prothese-Kern
ersetzt werden. Aufgrund der kleinen Größe der Prothese kann er mittels
eines posterioren lateralen Vorgehens in die Bandscheibe implantiert
werden, wodurch die Schwierigkeit und das Risiko der Operation signifikant
verringert werden.
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Das
Volumen eines Hydrogel-Kerns mit etwa 80% GWG wird um etwa 80% (auf
etwa 20% seines ursprünglichen
Volumens) verringert, wenn er dehydratisiert wird. Dementsprechend
muss der Chirurg die Wirbel, die an eine beschädigte Bandscheibe angrenzen,
nicht mit einer Hebevorrichtung auseinanderheben, wie es zum Beispiel
durch die Vorrichtung, die im U.S. Patent Nr. 4,772,287 offenbart
ist, gefordert wird. Die Höhe
des dehydratisierten Prothese-Kerns ist, wenn dieser eingefügt wird,
geringer als der Bandscheibenraum. Weiter hilft die Starrheit des dehydratisierten
Prothese-Kerns dem Chirurgen, den Prothese-Kern bei der Operation
handzuhaben. Nach der Implantation quillt der Hydrogel-Kern der vorliegenden
Erfindung im Körper
auf eine vorbestimmte Höhe
auf, die ausreichend ist, um den Raum zwischen dem Wirbelkörper aufrechtzuerhalten.
Der Quellprozess dauert normalerweise mehrere Stunde bis zwei Tage,
abhängig
von der Größe des Prothese-Kerns
und der Hydrogel-Art.
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Das
bevorzugte Verfahren zur Herstellung des röntgendichten Hydrogels oder
Polymers beinhaltet die Einverleibung eines metallischen Elements in
die Struktur des Implantats. Das metallische Element liegt in einer
Form vor, die es ihm ermöglicht, sich
mit der polymeren Struktur zu bewegen, wenn das Implantat die Abmessungen
und/oder die Geometrie ändert.
Diese Eigenschaft ist wichtig, da sie jegliche innere Spannungsverstärkung minimiert,
die verursacht werden könnte,
wenn die metallische Komponente dem dynamische (d.h. Nicht-Fusions-) Wirbelsäulenimplantat
einverleibt wird.
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Es
werden drei Ausführungsformen
der Erfindung beschrieben. Die erste Ausführungsform beinhaltet die Einverleibung
von röntgendichten
Materialien, wie einem Metallpulver, zum Beispiel Gold oder Wolfram,
in das Polymer, während
dieses entweder aufgrund der Verwendung von Lösungsmitteln, Wärme, falls
das Polymer in der Schmelze verarbeitet werden kann, oder während es
in Vorpolymer-Form vor einem Härtungsschritt
vorliegt, eine Flüssigkeit ist.
Das Metallpulver hat einen nominellen Durchmesser von 10–100 μm, mit einer
bevorzugten maximalen Größe von 75 μm. Das Pulver
wird der flüssigen
Polymerlösung/Schmelze
bevorzugt in einer Konzentration zwischen 0,02 und 0,5 g pro cm3 Polymer einverleibt, mit einer bevorzugten
Konzentration von 0,1 g/cm3. Das Pulver
kann gleichmäßig in dem gesamten
Implantat dispergiert werden oder dem Implantat nur in speziellen
Bereichen einverleibt werden. Beispielsweise ist es durch die Kombination
der Verwendung eines Flüssigphasen-Polymers,
das kein Metallpulver enthält,
in einer Form mit flüssigem Polymer,
das Metallpulver enthält,
möglich,
röntgensichtbare
Bereiche eines Implantats in einer Vielfalt von Geometrien (z.B.
Linien, Scheiben, Kugeln) zu bilden. Eine Ausführungsform des geschichteten
polymeren Implantats weist eine oder mehrere Ebenen in dem Implantat
auf, die das röntgensichtbare
Polymer umfassen. Es ist möglich,
unter Verwendung von Techniken, die verhindern, dass Pulver wandert,
bis das Flüssigphasen-Polymer
einen Festkörper
gebildet hat, wie nachstehend erörtert,
1 bis 5 oder mehr Banden aus Pulvergefülltem Polymer in einer Ebene quer
durch ein Implantat hindurch einzubauen, welches auch Polymerbereiche
aufweist, in denen kein Metallpulver vorliegt, oder eine gleichmäßige Dispersion
von Metallpulver in dem gesamten Implantat zu schaffen.
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Eine
zweite Ausführungsform
beinhaltet die Verwendung einer 0,001 bis 0,1 mm dicken Metallfolie,
zum Beispiel Gold-, Tantal- oder Wolframfolie. Die Folie kann in
Form von Blättern
oder Streifen in das flüssige
Polymer gegeben werden oder kann zu kleinen Stücken zerschnitten werden und
dem Implantat auf die Weise einverleibt werden, die für Metallpulver beschrieben
wurde. Kleine Folienstücke
können
bei einigen Polymersystemen mit niedrigerer Viskosität in der
Flüssigphase
für einen
Vorteil sorgen, da jedes Stück
weniger Masse aufweisen kann als ein Metallteilchen, was eine geringere
Tendenz zur Wanderung durch das Flüssigphasen-Polymer hindurch
zur Folge hätte.
Zusätzlich
kann die Geometrie eines Folienstücks mit mehreren unregelmäßigen Falten
auch eine geringere Tendenz aufweisen, durch das Flüssigphasenpolymer
zu wandern als beispielsweise ein glatteres kugelförmiges Teilchen.
Beispiele umfassen das Suspendieren von 1 bis 5 oder mehr Metallfolie-Streifen
in einer Ebene in dem Implantat oder die Einverleibung von 1 bis
5 oder mehr Polymerbanden, die kleine Stücke zerschnittener Folie enthalten,
die "gefaltet" sein können oder
nicht, wie oben für
Pulver beschrieben, oder das Schaffen einer gleichmäßigen Dispersion
von Stücken
aus zerschnittener Metallfolie, die "gefaltet" sein können oder nicht, in dem ganzen
Implantat.
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Eine
dritte Ausführungsform
beinhaltet die Verwendung eines Metalldrahts oder einer Metallwendel,
vorzugsweise mit einer Länge
von 0,01 bis 1,0 mm, zum Beispiel von Golddraht, Wolframdraht oder
Platindraht. Der Metalldraht wird in dem Flüssigphasen-Polymer auf solche
Weise dispergiert, dass der Draht am Ende des Herstellungsverfahrens
vollständig
durch festes Polymer eingekapselt sein wird. Alternativ kann der
Draht zu einer Wendel oder anderen Form geformt werden, die eine
bessere röntgenographische
Information über
das Implantat liefern kann und weniger Fähigkeit aufweisen kann, durch das
feste Polymer zu wandern. Beispiele umfassen das Suspendieren von
1 bis 5 oder mehr Drahtstücken
in dem Flüssigphasen-Polymer
auf solche Weise, dass sie nicht auf der Oberfläche des Implantats frei liegen,
oder das Einverleiben von 1 bis 5 oder mehr Polymerbanden, die kleine
Stücke
aus zerschnittenem Draht enthalten, oder das Schaffen einer gleichmäßigen Dispersion
von Stücken
aus zerschnittenem Metalldraht in dem ganzen Implantat unter Verwendung
von Techniken, wie sie nachstehend beschrieben werden.
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Beispiel I
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Es
wurde eine PVA-Lösung
gebildet, indem man 15 g PVA-Pulver (Kuraray 117 oder Äquivalent) mit
einem Molekulargewicht von etwa 78.000 und zu etwa 99,7 hydrolysiert
(Kat. Nr. 15129, Polysciences Inc., Warrington, PA) mit 85 ml eines
Lösungsmittels mischte,
welches 15% Wasser in DMSO umfasste. Die Mischung wurde bei etwa
110°C erwärmt, bis sich
eine homogene viskose Lösung
bildete.
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Beispiel II
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0,1
Gramm Goldpulver (maximaler Durchmesser 75 μm) pro cm3 Flüssigphase
der PVA-Lösung
von Beispiel I wurden gemischt. Die beiden Bestandteile wurden auf
die folgende Weise vereinigt, um eine metallgefüllte Polymer-Lösung zu
schaffen. Ein Stempel einer ersten 5 ml-Spritze wurde entfernt, und
die erste Spritze wurde langsam zur Hälfte mit PVA-Lösung gefüllt, 0,5
g Goldpulver wurden in die Spritze gegossen. Die erste Spritze wurde
dann vollständig
mit PVA-Lösung
gefüllt,
und der Stempel wurde wieder an seine Stelle gegeben. Eine zweiseitige Luer-Verbindung wurde
auf die Spitze der ersten Spritze geschraubt, und die Verbindung
wurde mit PVA-Lösung
aus der Spritze aufgefüllt.
Die erste Spritze und eine zweite Spritze gleicher Größe wurden
unter Verwendung der Verbindung verbunden. Die Goldpulver-Lösung aus
der ersten Spritze wurde in die leere Spritze gedrückt. Dies
wurde wiederholt, bis die Lösung
gleichförmig
gemischt war. Eine dritte Spritze wurde mit PVA-Lösung ohne
jegliches Gold gefüllt.
5 cm3 der PVA-Lösung der dritten Spritze wurden
in eine Kern-Form mit einem Gesamtvolumen von etwa 20 cm3 und einem Durchmesser von etwa 1,5 cm eingespritzt.
Die Form wurde etwa 20 Minuten lang in einem Kühlschrank (4°C) abgekühlt. 1 cm3 der Goldpulver-gefüllten PVA-Lösung wurde auf die abgekühlte Lösung in
der Form gespritzt. 9 cm3 der PVA-Lösung wurden
langsam auf die Goldpulver-Lösung
in die Form eingespritzt. Die Form wurde wiederum etwa 15 Minuten
im Kühlschrank
abgekühlt. Etwa
5 cm3 mit Goldpulver gefüllte Lösung wurden wiederum auf die
gekühlte
Lösung
in der Form gespritzt, um eine zweite röntgendichte Schicht zu bilden.
Die Form wurde dann vollständig
mit der PVA-Lösung aus
der dritten Spritze gefüllt.
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Beispiel III
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Etwa
20 cm3 der Gold-Lösung wurden, wie in Beispiel
2 beschrieben, unter Verwendung von 20 cm3-Spritzen
und 2 Gramm Goldpulver hergestellt. Die metallgefüllte Polymer-Lösung wurde
langsam in eine 20 cm3-Implantatform (für ein Implantat
mit Größe Nr. 5)
eingespritzt, was die Form vollständig füllte. Das Formreservoir wurde
verschlossen, damit die metallgefüllte PVA-Lösung nicht aus der Form leckte, wenn
die Form umgedreht wurde. Die Form wurde unter Druck gesetzt und
in einen Turbula-Mischer gegeben, der in einen programmierbaren
Kühlschrank gegeben
wurde. Der verwendete Mischer muss in der Lage sein, die Form während der
Gelierung der metallgefüllten
PVA-Lösung
sowohl zu drehen als auch zu kippen, um das Pulver in der Lösung gleichmäßig verteilt
zu halten. Der Mischer kann die Form um eine zentrale Achse drehen,
die Form durch einen 90°-Bogen
um eine Achse senkrecht zur zentralen Achse vor- und zurückkippen.
Dies hielt die Metallteilchen gleichförmig in der Lösung suspendiert,
bis sie gelierte.
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Beispiel IV
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Die
für die
dritte Spritze von Beispiel II ohne Goldpulver hergestellte PVA-Lösung wurde
in diesem Beispiel verwendet. Ein Streifen aus Goldmetallfolie wurde
unter Verwendung eines dünnen
Nylon-Monofilaments so in einer leeren Form aufgehängt, dass
der Streifen etwa im Zentrum der Form angeordnet war. Das Nylon-Filament
war glatt und nicht porös.
Die Form wurde langsam mit der PVA-Lösung
gefüllt.
Die Form wurde dann in den Kühlschrank
gegeben, und nach Beendigung des Verfahrens wurde das Monofilament
aus dem Implantat herausgezogen, was den Metallfolienstreifen intakt
ließ.
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Beispiel V
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Die
Goldfolie von Beispiel IV wurde unter Verwendung einer Nahrungsmittelverarbeitungsmaschine
oder eines anderen zweckmäßigen Verfahrens
zur Schaffung von Metallplättchen
zu kleinen Stücken
geschnitten, 0,03 g Metallplättchen
pro cm3 des Flüssigphasen-Polymers von Beispiel
I. 20 cm3 Lösung wurden in eine Form gegeben,
und die Lösung
wurde wie oben eingefroren, um das Implantat zu bilden.
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Beispiel VI
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Eine
Goldwendel wurde in einer leeren 20 cm3-Form
unter Verwendung eines dünnen
Monofilaments so aufgehängt,
dass die Wendel etwa im Zentrum der Form angeordnet war. Das Filament
war glatt und nicht porös.
Eine Wiederhakenbefestigung durch eine kleine Schleife am oberen
Ende der Metallwendel ist eine bequeme Weise, das Filament und die
Wendel zu befestigen. Man füllt
die Formen langsam mit der PVA-Lösung
von Beispiel I. Nach Beendigung des Gelierungsprozesses durch Kühlen wurde
das Monofilament aus dem Implantat gezogen, was die Goldwendel intakt
hielt.
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Nach
Gelierung wurden die Implantate sterilisiert, wie in meinem Patent
US-A-6,783,721,
Ion Treated Hydrogel, beschrieben, und dann verpackt.
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Die
Implantate werden in 10 verschiedenen Volumengrößen in einem Größenbereich
von 1,1 bis 5,2 cm3 für eine zukünftige Implantation gebildet.
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Obwohl
die Erfindung hierin mit Bezug auf spezielle Ausführungsformen
beschrieben wurde, versteht es sich, dass diese Ausführungsformen
lediglich für
die Prinzipien und Anwendungen der vorliegenden Erfindung erläuternd sind.
Es versteht sich deshalb, dass zahlreiche Abwandlungen bei den erläuterten
Ausführungsformen
vorgenommen werden können
und dass andere Anordnungen ersonnen werden können, ohne vom Bereich der
vorliegenden Erfindung abzuweichen, wie er durch die beigefügten Ansprüche definiert
ist.