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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein biokompatibles, biodegradierbares
Komposit, die Herstellung und/oder Präparation desselben, zur Verwendung
in chirurgischen Verfahren, wie chirurgischer Implantation und Knochenfixierung,
Oberflächenwiederherstellung
und Vergrößerungs-Verfahren.
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Trotz
zahlreicher Beispiele der Verwendung synthetischer, permanenter
Implantatmaterialien wie etwa Acrylpolymer, Silikonelastomeren,
keramischen Polymerkompositen, Polymethylmethacrylat, Polyethylen
und porösem
PTFE-Kohlefaserkomposit, hängt die
Rekonstruktion von taumischen, Entwicklungs- und chirurgischen Knochendefekten
weitgehend von einem adäquaten
Nachschub an autogenen (Wirts-) oder alogenen (Spender-) Knochen
ab. Ein Knochenselbsttransplantat wird weitgehend als bestes Implantatmaterial
zum Reparieren von Knochendefekten angesehen, einfach aufgrund der
verminderten Wahrscheinlichkeit einer Abstoßung und damit zusammenhängenden
immunologischen Problemen. Jedoch ist die Menge an zur Transplantation verfügbarem autogenen
Knochen begrenzt, da es von einem Teil des eigenen Wirtskörpers entnommen werden
muss. Weiterhin trägt
der Erntevorgang selbst das Risiko post-operativer Komplikationen,
in einigen Fällen
ist dieses Risiko von einer größeren Größenordnung
als das primäre
Verfahren selbst, insbesondere falls das Individuum jüngst schwere Traumata
erlitten hat.
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Übliche Spenderorte
beinhalten Knochenmaterial des Darmbeinkamms, der Tibia, der Fibula und
des Trochanter major. Knochen selbst weisen zumindest zwei unterschiedliche
Typen auf und die Auswahl des Knochentyps hängt von dem beabsichtigten
Implantatort und der Funktion ab. Kortikaler Knochen (das sind die äußeren Schichten)
wird aufgrund seiner Stärke
und mechanischen Tragfähigkeit ausgewählt, während Cancellenknochen
(das ist die schwammartigere Form) Autotransplantate verwendet werden,
um Gerüstbildung
und schnelle Knochenregenierung zu fördern. Autotransplantate jeglicher
der beiden Arten sind ausgiebig und erfolgreich bei oraler und maxillofacialer
Chirurgie zur Wiederherstellung des Periodontium und Korrektur mandibularer
und maxillarer Defekte verwendet worden.
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Rasche
und extensive Vaskularisierung des Transplantats ist für das Überleben
des Knochenimplantats und die Versorgung geeigneter Nährstoffe und
dgl. an die Zellen wichtig. Jedoch sind Probleme bei Verwendung
von Autotransplantatknochen aufgrund des Schrumpfens des Transplantatmaterials selbst
und partieller und variabler Resorption der Osteone und damit der
beschränkten
regenerativen Kapazität
neuen Knochens aufgetreten. Man beachte, dass, während allotransplantierter
(wo Knochen zwischen zwei Individuen transplantiert wird, oft von
Leichenspendern, wobei Proben in Knochenbanken gehalten werden)
Knochen die potentiellen Risiken der Ernteoperation vermeiden, es
eher ein potentiell unbegrenztes Material in gelagerter Form anbietet. Nichtsdestoweniger
ist das Lagern von Knochen eine komplexe Prozedur, die extensive
zeitaufwendige und teure Verfahren beinhaltet: Spenderauswahl, Durchsicht,
Beschaffung und Lagerung. Darüber
hinaus bringt die mögliche Übertragung
von Krankheiten, wie etwa Creutzfeldt-Jacob oder AIDS signifikante
und potentiell letale Probleme bei ihrer Verwendung mit sich. Mehrere
Jahre können
erforderlich sein, um Allotransplantate zu reabsorbieren und durch
neuen Knochen zu ersetzen, und die antigene Aktivität des Nicht-Wirtsknochens
ist ein schwerer Nachteil im Vergleich mit Autotransplantaten. Als
Folge ist die Suche nach geeigneten Alternativen für Wirts-
und Spenderknochen intensiviert worden.
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Es
ist vorbekannt, Biokeramiken von Calciumphosphat bereitzustellen,
typischerweise liegen diese in Form von biodegradierbarem Tricalciumphosphat-
und Hydroxyapatit-Produkten
vor.
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Weiterhin
zeigen solche Biokeramiken Vorteile bei Biokompatibilität, osteokonduktiver
Fähigkeit und
chemischer Ähnlichkeit
mit der mineralisierten Knochenmatrix, was zu direkter Bindung am
Knochen führt.
Dementsprechend befriedigen sie die meisten essentiellen Kriterien
für erfolgreiches
Knochenimplantieren. Jedoch scheinen signifikanterweise Biokeramiken
keine ausgeprägte
Osteogenese zu induzieren. Weiterhin macht die inhärente Härte von Biokeramiken
es schwierig, sie auszuformen, somit haben Biokeramiken eine beschränkte Anwendung innerhalb
eines Tierskeletts, da das Material nicht leicht an die Form des
Defekts angepasst werden kann. Desweiteren ist die Starrheit auch
ein Nachteil, wenn die Heilung fortschreitet, weil die starre Platte eine
Spannungsabschirmung um den Bruchort verursacht und als Folge der
Knochen nicht dem normalen kraftinduzierten Remodellieren am Ort
des Frakturverschlusses unterworfen ist. Dies kann ein ernsthaftes
Problem sein, falls die Bruchplatte entfernt wird, wobei der unterliegende
Knochen unfähig
ist, die auf ihn einwirkenden Kräfte
zu handhaben und dies zu einem Wiederbrechen führen kann. Zusätzlich und nachteilhafterweise
bleiben auch Biokeramiken für ausgedehnte
Zeiträume
am Reparaturort, typischerweise mehr als ein Jahr.
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Außerdem ist
es bekannt, Mischungen von Kollagen/Keramik/Mark zu verwenden, mit
dem Ziel des Replizierens der organischen Matrix/Mineralphase/osteogenetischen
Zellstruktur von Knochen. Jedoch haben solche Mischungen beschränkte Fähigkeiten
dahingehend, dass sie nur bei einer Bruchreparatur nützlich sind,
teilweise aufgrund der pastenartigen Qualität der Mischung und damit der
Schwierigkeit hinsichtlich genauer und permanenter Platzierung und
Rückhaltung
des Materials an der die Reparatur erfordernden Stelle.
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Es
ist erkannt worden, dass ein synthetisches reabsorbierbares Polymerimplantat
viele der mit dem Stand der Technik assoziierten Probleme überwinden
könnte,
nicht zuletzt die Nachschubschwierigkeiten, die lange Resorptionszeit
des Implantats und die Knochenvereinigungszeiten im Vergleich zum
Implantat; darüber
hinaus würde
das neuartige Implantat unmittelbar einen Vorteil bei derzeitigen
Praktiken bereitstellen.
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Bemerkenswerterweise
gibt es derzeit kein erfolgreiches biokompatibles und/oder biodegradierbares
Material für
rekonstruktive Chirurgie von Knochen im Gesicht und Schädel und
zugehörigen
Gebieten von Entstellungen. Eine Chirurgie an Gesicht und Schädel nach
Traumen, Verletzungen, Korrektur kongenitaler oder erworbener Deformationen
und Ablation von Tumoren kann Bereiche von Knochendiskontinuität und/oder
Störung
zurücklassen.
Unbehandelte Knochendefekte können
bemerkenswerte funktionale Beeinträchtigung und Entstellung verursachen,
darüber
hinaus kann eine Entstellung psychologisch schädigend sein und große persönliche oder
familiäre Ängste verursachen.
Die rekonstruktive Chirurgie ist ein extrem wichtiger Bereich moderner
Chirurgie und fortschrittliche Techniken können zu bemerkenswerten Ergebnissen
führen.
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Die
derzeitigen chirurgischen Verfahren beinhalten das Ersetzen von
Knochenstrukturen mit hier zuvor beschriebenen Mitteln zusätzlich zu
Metallplatten, wie etwa Titanlegierungen, Kobaltchromlegierungen
und skulpturiertem Polyethylen zum Ersetzen von Gewebeabschnitten
und/oder Knochendefekten. Die Verwendung von Metallplatten ist jedoch
zunehmend weniger populär
geworden, aufgrund der Interferenz mit medizinischer Bildgebung, wobei
in der Folge ein Untersucher nicht in der Lage ist, den Zustand
von Gewebe (z. B. Gehirn) oder dgl., das von der Platte abgedeckt
ist, zu analysieren. Effektiv verhindert die Platte die Bildgebung
von Gewebe hinter der Platte. Darüber hinaus sind metallische Bruchplatten
nicht ideal für
die maxillofaciale Schädel-
oder Röhrenknochenrekonstruktion.
Die delikate Natur von Gesichtsknochen erfordert miniaturisierte Fixierungsschrauben,
was assoziierte Probleme bezüglich
des Herstellens einer zuverlässigen
Verbindung verursacht. Die komplexe Gesichtsgeometrie macht spezielle
Platten und Techniken notwendig, insbesondere in Bereichen wie dem
Orbitalboden. Darüber
hinaus können
Metallplatten in einigen Fällen
unter der Haut sichtbar oder tastbar sein und in vielen Fällen müssen diese
Platten entfernt werden, was eine zweite Operation mit allen zugehörigen Risiken
und Kosten erfordert. Der zum Entfernen von Platten notwendige chirurgische
Ansatz kann ein komplexes und zeitraubendes Verfahren sein. Bei anderen
Knochen werden Platten routinemäßig entfernt,
eine unvermeidbare Ursache für
Morbidität.
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Alle
derzeit kommerziell für
cranio-faciale und maxillofaciale rekonstruktive Chirurgie erhältlichen
Biomaterialien weisen signifikante Probleme auf, einschließlich Proplast
(Polyethylen), Silastic (Silicon), Hydroxyapatit und bioaktiven
Glaskörnern. Probleme
mit diesen und anderen Materialien schließen die Wanderung des Implantats,
die Ausbildung von kalten Abszessen, den Mangel an Farbkompatibilität, Mangel
an Abmessungsstabilität
und Schwierigkeiten beim Formen des Materials, um dem Defekt zu "passen", ein. Knochen aus
Allotransplantat- und Autotransplantatquellen sind ebenfalls schwierig
für einen
spezifischen Implantatort zu modellieren und weiterhin kann das
Modellieren von Knochen die lebenden Zellen zerstören/schädigen.
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Das
ideale Biomaterial für
maxillofaciale und andere Arten von Knochen/Korpelrekonstruktion
wird zahlreiche Eigenschaften aufweisen. Das Material muss steril,
verformbar, lagerbar und bezahlbar sein. Es könnte auch als Trägermechanismus
für osteogene
Proteine dienen. Eine hohe anfängliche
Steifheit wird eine primäre
Verbindung gestatten, gefolgt von gradueller Resorption und Verminderung
der Steifheit entsprechend der Fähigkeit
des heilenden Knochens, in einer lastaufnehmenden Kapazität zu dienen.
Idealerweise sollte das Material einfach in komplex geformte Komponenten
verarbeitet werden können.
Mit der Verwendung von CT-Patienten-Scandaten schafft dies die Möglichkeit,
genau maßgeschneiderte
Implantate für
elaborierte rekonstruktive Chirurgie zu erzeugen.
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Die
Fähigkeit,
die Degradierungsrate von biokompatiblen, relativ kurzlängigen Polyestern,
wie etwa Polylactid und Polyglykolid, durch Copolymerisation zu
variieren, und das Molekulargewicht, die Kristallinität und Morphologie
zu steuern, haben diese zwei Materialien zu natürlichen Kandidaten für Knochenreparatur
gemacht und sind die vielversprechendsten Materialien in der Entwicklungsphase.
Jedoch bleiben sie weit vom Ideal entfernt.
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Poly-ε-Caprolacton
(PCL) ist ein relativ langkettiger Polyester-Kohlenwasserstoffthermoplast (Tm = 60°C) mit einem
niedrigen elastischen Modus, was gegen seine Verwendung bei Knochenimplantaten
oder gewisse strukturelle Verstärkung
spricht. Die Charakteristik von PCL steigert seine relative Durchlässigkeit
in Bezug auf andere Polyester und daher ist PCL als ein Vehikel
für diffusionsgesteuerte
Zufuhr von niedermolekularem (MG 400) Medikamenten untersucht worden
und ist im Bereich kontrazeptiver Therapeutika verwendet worden.
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US 4,655,777 und
US 5,108,755 offenbaren Komposite,
die eine mit gewissen biodegradierbaren Fasern verstärkte PCL-Matrix
umfassen, für
eine verbesserte Bewahrung der Streckgrenze und des Modus über die
Zeit bei abbauenden Bedingungen. In
US
5,108,755 wird eine Notwendigkeit für Komposite offenbart, die
eine sofortige Entfernung aus dem System ohne vorzeitigen kompromittierenden
Abbau bereitstellen. In
US 4,655,777 ist
eine mit biodegradierbaren langen kontinuierlichen Fasern für eine verbesserte
Festigkeit verstärkte
Matrix bekannt. Die Komposite werden unter Verwendung konventioneller
Verfahrenswege hergestellt.
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Nichtsdestoweniger
gibt es einen Bedarf an einem Verfahren, um für die oben erwähnten Anwendungen
in Form von Stiften, Platten oder speziell geformten Implantaten
geeignetegeformte Komposite bereitzustellen, bei denen es den existierenden
Verfahren an Bequemlichkeit und Vielseitigkeit fehlt. Es besteht
darüber
hinaus ein Bedarf an geformten Kompositen, die eine verbesserte
Leistungsfähigkeit als
Knochenreparaturmaterialien aufweisen.
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Es
ist daher eine erste Aufgabe der Erfindung, ein biokompatibles Komposit
zur Verwendung bei der Transplantationschirurgie, Knochenoberflächenwiederherstellung
oder der Fixierung von Brüchen
und/oder dem Gewebegerüstaufbau
bereitzustellen.
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Es
ist noch ein weitere Aufgabe der Erfindung, ein biokompatibles Komposit
zur Verwendung bei cranio-facialer oder maxillo-facialer Chirurgie,
einigen Anwendungen orthopädischer
Chirurgie, wie etwa Austausch von Knochen/Knorpel/Meniskus, bereitzustellen.
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Es
ist noch eine weitere Aufgabe der Erfindung, ein biokompatibles
Komposit bereitzustellen, das in jede Größe oder Form geformt werden
kann, die zum Implantieren/Rekonstruieren gewünscht ist.
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Es
ist noch eine weitere Aufgabe der Erfindung, ein biokompatibles
Komposit bereitzustellen, das voll biodegradierbar ist.
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Wir
haben nun unerwarteterweise herausgefunden, dass durch Verwendung
eines spezifischen Verfahrens zum Bearbeiten von Kompositen für die derzeit
vorgestellten Anwendungen in einer ausgeformten Form exzellente
Ergebnisse hinsichtlich der Bearbeitungsbequemlichkeit und der Produktqualität erhalten
werden. Wir haben weiterhin herausgefunden, dass die Degradierung
in ihrer Weise vorbestimmt werden kann, um kundenspezifische Komposite
bereitzustellen, die für
die Implantat-/Rekonstruktions-Chirurgie
bei exzellenter Erholungszeit adaptiert sind.
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Wir
haben auch gefunden, dass das Verfahren und die Produkte für neue Anwendungen
geeignet sind, was die Vielseitigkeit der Technologie weiter verbessert.
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Gemäß der Erfindung
umfasst ein biodegradierbares faserverstärktes geformtes Komposit, das zur
Verwendung als medizinisches Implantat geeignet ist, eine Matrix
und Fasern, wobei die Matrix und Fasern unterschiedliche Biodegradierungsraten
als eine Funktion der Natur des Materials oder molekularen Gewichts
desselben zeigen, dadurch gekennzeichnet, dass das geformte Komposit
eine geformte Faservorform vorgegebener Faserverteilung, -orientierung
und/oder -teilung umfasst und die Matrix ausgewählt ist aus Polymeren und Copolymeren
aliphatischer Polyester, vorzugsweise Poly-ε-Caprolactonen, so dass bei
Verwendung die Matrix und/oder die Fasern über ein Zwischenprodukt biodegradieren, das
Reste poröser
Matrix bzw. Restfaserform umfasst, die zum primären Wachstum von Zellen geeignete
Lücken
bereitstellen oder ein Restgerüst
zum Anlagern oder Wachsen von Zellen bereitstellen.
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Die
Verwendung als medizinisches Implantat kann jegliche bekannte Verwendung
umfassen, beispielsweise ausgewählt
aus cranialer, maxillofacialer und orthopädischer Chirurgie für den Zweck
der Fixierung, Augmentation und Auffüllen von Defekten.
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Die
neuartigen Komposite sind von jeglicher gewünschter dreidimensionaler Geometrie,
die komplex sein kann, und chemische und mechanische Eigenschaften
aufweisen, die vergleichbar sind mit jenen von Kompositen, die unter
Verwendung konventioneller Massenpolymerisationsverfahren erhalten werden.
Vorzugsweise sind die Komposite in Form von Stiften, Platten, Sieben,
Schrauben, Nieten und/oder kundenspezifisch geformten Implantaten ausgeformt,
um zur Kontur des zu konstruierenden Bereichs zu passen und die
Vorrichtung zu sichern, optional in einer Palette von Größen zur
allgemeineren Verwendung oder der Herstellung von Platten und Fixationsvorrichtungen
gemacht, um Knochen während
der Heilung zu stützen.
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Beispielsweise
kann ein kundenspezifisches Implantat zur Augmentierung des Verfüllens von
Defekten zugehörige
Vorrichtungen für
die Fixation umfassen. Die Restaurierung von Knochen oder anderen
biologischen Geweben, wie etwa Knorpel, ist vorstellbar.
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Ein
Verfahren zum Herstellen solch eines Komposits kann umfassen Bereitstellen
der geformten Faservorform, die eine Darbietung verstärkender Fasern
in einer gleichmäßigen, ungleichmäßigen oder
fassonierten Faserverteilung in einem Werkzeug oder in einer Form
umfasst;
Einspritzen einer Zusammensetzung, die Monomere oder
Comonomere und/oder Oligomere und/oder Polymere der Polymermatrix
in die Vorform im Werkzeug oder in der Form in einer solchen Weise
umfasst, dass die Verteilung, Orientierung und/oder Teilung von
Fasern und die Kompositform erhalten bleiben; und
Polymerisieren
oder teilweise Polymerisieren der Zusammensetzung in der Form oder
dem Werkzeug.
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Eine
oben stehend definierte geformte Faservorform kann jegliche Darstellung
von Fasern in einem geeigneten Werkzeug, einer Form oder dgl. sein,
die für
eine Imprägnierung
mit Polymer oder Polymervorläufern
eingerichtet ist, um ein Komposit mit irregulärer Form bereitzustellen. Die
geformte Faservorform ermöglicht
vorzugsweise eine vorgegebene reguläre, irreguläre und/oder anders profilierte
Faserverteilung.
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Fasern
können
jedes natürliche
oder synthetische lose, ausgerichtete, gestrickte oder gewebte Material
oder Gewebe sein, dessen Länge
und Richtung für
gewünschte
mechanische Eigenschaften ausgewählt
sind. Kurze Fasern, die bis zu 102 mal größer in ihrer
Länge als
im Durchmesser sind, können
eingesetzt werden, wenn nur moderate Lastaufnahmefestigkeit notwendig
ist, oder lange kontinuierliche Fasern, die 102 bis
104 mal größer in Länge als Durchmesser sind, können eingesetzt
werden, wo eine hohe Lastaufnahmefestigkeit notwendig ist.
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Es
ist gefunden worden, dass die in situ verarbeitete Zusammensetzung
Akkuratheit, Leichtigkeit und Bequemlichkeit der Handhabung und
Ausformung bereitstellt, um ein ausgeformtes Komposit bereitzustellen,
ohne die exzellenten Eigenschaften hinsichtlich Modulus und Festigkeit,
die durch die Faserverstärkung
und Matrix bereitgestellt werden, zu verschlechtern. Die Zusammensetzung
kann darüber hinaus
ausgewählt
sein, um eine Polymermatrix gewünschten
Molekulargewichts bereitzustellen, die für das erforderliche Degradierungsprofil
angepasst ist, unbeachtlich von Sorgen bezüglich der Leichtigkeit der
Imprägnierung
der Fasern, z. B. mit Verwendung von hochmolekulargewichtigen Hochviskositätspolymeren.
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Es
ist gefunden worden, dass die Zusammensetzung der Erfindung aufgrund
ihrer Vielseitigkeit ideal für
die beabsichtigten Verwendungen geeignet ist, um qualitativ hochwertige
hochfeste Implantate bereitzustellen, die in neuartiger Weise für Biokompatibilität und Zellwachstum
durch gesteuerte oder differenziellen Abbau eingerichtet sind.
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Eine
Faserverstärkung
wird ausgewählt
aus einer Mehrzahl von geeigneten synthetischen und/oder natürlichen
Fasern, die ausgewählt
sind aus Keramik, wie etwa beta-Tricalciumphosphat
und phosphatfreien Calciumaluminium(Ca-Al)-Biogläsern, wie etwa der Glasform
von Calciumphosphat, Calciummetaphosphat (CMP) und Calciumnatriummetaphosphat
(CSM), Mischungen von Siliciumdioxid, Natriumoxid, Calciumoxid und
Phosphorpentoxid.
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Das
Komposit der Erfindung wird vorzugsweise durch Polymerisation unter
Verwendung einer modifizierten Polymertransferformtechnik erhalten. Die
Polymertransferformung (RTM = resin transfer moulding) ist eine
normalerweise bei thermisch aushärtenden
Polymeren(1) verwendete Kompositfertigungstechnik.
Ein reaktives Flüssigpolymer
wird in einen, eine trockene Faservorform enthaltende Werkzeughohlraum
eingespritzt. Das Polymer tränkt die
Faserbündel
und infiltriert sie und erzeugt beim Aushärten ein komposites wärmeausgehärtetes Material.
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RTM
ist vorzugsweise als eine Herstelltechnik für biokompatible biodegradierbare
Polymermatrizen, wie etwa das zuvor definierte PCL, eingerichtet. Das
neuartige Verfahren gestattet die Herstellung komplexer geformter
bioabsorbierbarer Kompositmaterialien. Vorzugsweise werden die Faserteile
und Richtungen gesteuert. Das Niederdruckverfahren fordert nur ökonomisches
Leichtgewicht-Werkzeugherstellen und Einspritzausrüstung, was
es uns gestattet, thermoplastische Komponenten ohne die normalen
Ausgaben für
konventionelle Einspritzformwerkzeuge und Maschinerie herzustellen.
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Eine
Form zum Herstellen einer Vorform, wie oben stehend definiert, kann
aus jedem gewünschten
natürlichen
oder synthetischen Material konstruiert sein, welches eine Temperaturresistenz
aufweist, die über
die beim Verarbeiten des Kompositen eingesetzte Verarbeitungstemperatur
hinausgeht. Geeignete Materialien zum Konstruieren der Form beinhalten
Stahl, Aluminium und dgl., die mit Ablösemitteln beschichtet werden
können,
wie im Stand der Technik bekannt, beispielsweise Wachs, Polyvinylalkohol, Silikonbasierte
Mittel und dgl., oder sie besteht vollständig aus Materialien mit Ablöseeigenschaften
und wird beispielsweise aus PTFE gearbeitet.
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Die
Form kann von jeder gewünschten
Konstruktion sein, die zum Einspritzen von Polymer in ein vorgeformtes
Faserbündel
oder dgl. geeignet ist. Zum Beispiel kann die Form einen Bereich
umfassen, der einen ausgearbeiteten Hohlraum aufweist, und einen
weiteren Bereich, der Einlass- und Auslassdurchgänge zum Einführen von
Polymeren und Freisetzen von flüchtigen
oder austretenden überschüssigen Polymeren
aufweist.
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Das
Komposit kann durch Polymerisation mittels geeigneter Mittel erhalten
werden, vorzugsweise durch Erhitzen und/oder durch Hinzufügen eines
Starters oder Katalysators, der in der Zusammensetzung in situ vorhanden
sein kann oder hinzugefügt
werden kann.
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Ein
beispielsweise PCL umfassendes Komposit wird geeigneterweise durch
kationische Polymerisation erhalten, beispielsweise unter Verwendung
eines organometallischen Katalysators, wie etwa Organozink, vorzugsweise
Diethylzink. Der Katalysator kann dafür ausgelegt sein, mit einer
reaktiven Gruppe, wie etwa Carbonyl, auf Caprolacton zu koordinieren,
was zum Spalten einer Bindung und Bildung eines Kations führt, das
dann zu einem weiteren Caprolacton hinzugefügt werden kann, was zum Wachstum
der Polymerkette führt.
Das Verfahren führt
zu wohldefinierten Polymeren mit hohem Molekulargewicht und engen
Polydispersitäten
(< 2). Das Fehlen
von Verzweigungen in diesem Verfahren gibt auch eine höhere Kristallinität und einen
höheren Tm,
und daher überlegene
Materialeigenschaften, von denen angenommen wird, dass sie für Biodegradierungsprozesse
geeigneter sind.
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Es
ist ein besonderer Vorteil, dass das Verfahren, das bei niedrigem
Druck und unter Verwendung von Leichtwerkzeugen ausgeführt werden kann,
wie oben beschrieben, dafür
eingerichtet werden kann, geformte Komposite nicht-industriell unter Verwendung
einer kleinen oder tragbaren Formeinheit zur unmittelbaren Verwendung
herzustellen, was die Notwendigkeit erübrigt, vorab bei einer industriellen
Herstellquelle einen Auftrag zu erteilen. Dies hat klare Vorteile
hinsichtlich dem Kundenanpassen geformter Komposite, die als ein
einmaliges Produkt hergestellt werden sollen.
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Überraschenderweise
haben wir gefunden, dass PCL hochgradig biokompatibel mit Osteoblasten
ist. Anders als die meisten biodegradierbaren Polymere, die dazu
tendieren, über
Massenhydrolyse in Monomerbestandteile unter plötzlichem Zerfall des Materials
zu degradieren, was zu großen
Mengen von Abbauprodukten führt,
welche den umgebenden pH erniedrigen und entzündliche/Fremdkörper-Antworten
erzeugen, bioerodiert PCL darüber
hinaus an der Oberfläche,
ein Phänomen,
das vorteilhafterweise rasche Replikation von Knochenzellen und
Remodellieren von Knochen während
des Bioabbaus gestattet. Typischerweise infiltrieren Osteoblasten
in die Matrix und gestatten es, Knochen um die Fasern zu bilden,
wodurch gute Implantatbindung bereitgestellt und logische und mechanische
Integrität
bewahrt wird. Weiterhin sollte die Verwendung von PCL als Matrix
in einem Langfaserkompositmaterial signifikanten Spielraum für das Maßschneidern
von mechanischen und Abbaueigenschaften durch Variieren des Matrixmolekulargewichts
und der Faserorientierung und des Anteils geben.
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Die
Erfindung der Anmeldung betrifft auch die glückliche Entdeckung, dass eine
mit langen Fasern verstärkte
PCL-Matrix bei einer niedrigeren Rate und differenziell biodegradiert,
so dass während des
Knochenwiederaufbaus Osteoblasten in die PCL-Matrix migrieren und es gestatten, dass
sich die Knochenmatrix um die Fasern herum bildet, wodurch mechanische
und biologische Integrität
bewahrt bleibt. Dementsprechend gestattet die beobachtete bevorzugte
Biodegradierung des Matrixmaterials den Osteoblasten, zu infiltrieren
und zu Osteozyten zu differenzieren und längs der langen Fasern zu wachsen,
wobei die Fasern selbst erst biodegradieren, nachdem sich der Knochen
im wesentlichen ausgebildet hat und wiedergewachsen ist. Daher gestattet die
Entwicklung eines komplett bioabsorbierbaren langfaserigen Kompositmaterials
das Auftreten einer zweistufigen Degradierung mit einer unterschiedlichen
Degradierungsrate zwischen den Komponenten, so dass eine zuerst
degradiert, was einen Hohlraum oder eine Gerüststruktur der anderen zurücklässt, die
zu einer späteren
Phase absorbiert wird.
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Das
Komposit kann zum primären
Wachstum von Zellen, die aus Knochen, Knorpel oder einer lebenden
Vaskulärstruktur
innerhalb des partiell degradierten Komposits geeignet sind, ausgewählt sein,
das zum weiteren Wachstum der verbleibenden Zelltypen für totale
Integration als ein funktionierendes Lebend-System eingerichtet
ist.
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Die
Differenzialabbaukomposite der Erfindung stellen die Kontinuität der mechanischen
Integrität
und den beabsichtigten bevorzugten Degradierungsmechanismus bereit,
bei dem die Matrix oder die Fasern erst nach Knochen- bzw. vaskulärer Bildung
innerhalb der Kompositmatrix degradieren.
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Die
Degradierungsrate eines Materials kann durch im Stand der Technik
bekannte Mittel bestimmt werden und es kann die Auswahl entsprechender Materialien
mit einem gewünschten
Differenzial getroffen werden. Es ist bequem, Materialien gemäß niedriger,
mittlerer und schneller Degradierungsrate zu klassifizieren, wodurch
die Auswahl von Material mit der geeigneten Rate gemeinsam mit irgendwelchen
anderen gewünschten
physikalischen, mechanischen und chemischen Eigenschaften für den bezweckten
Einsatz gemacht werden kann.
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Sowohl
Matrix als auch Faser können
für eine
primäre
Degradierung adaptiert sein, wobei die andere für die sekundäre Degradierung
adaptiert ist. Vorzugsweise wird die Matrix für die primäre Degradierung ausgewählt, wenn
gewünscht
wird, sie zur Rekonstruktion von Knochen oder Knorpel od. dgl. zu implantieren.
Faser wird vorzugsweise zur primären Degradierung
ausgewählt,
wenn gewünscht
wird, sie zur Rekonstruktion von Weichgewebe, Muskel oder dgl. zu
implantieren.
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Die
Natur der Fasern kann auch gewählt werden,
um einen gewünschten
Hohlraum oder eine Reststruktur bereitzustellen, die spezifisch
dafür eingerichtet
ist, eine gewünschte
vaskuläre/Muskel- oder
Knochen-Knorpelstruktur zu fördern.
Beispielsweise erzeugt eine parallel ausgerichtete Faservorform
durchgehender langer Fasern eine andere Höhlung oder Reststruktur als
die eines Filzes oder einer gestrickten oder gewebten Matte kurzer
nicht ausgerichteter Fasern, die spezifisch ausgewählt werden kann,
um eine Lebend-Struktur
nachzuahmen, oder ein Gerüst
bereitzustellen, auf dem eine Lebend-Struktur sich am effizientesten
begründen kann.
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Ein
geformtes Komposit, wie hier vorstehend definiert, kann mit einem
geeigneten therapeutischen Mittel beschichtet oder assoziiert sein
oder es eingebettet aufweisen oder damit imprägniert sein. Vorzugsweise ist
das therapeutische Mittel ein Antibiotikum und/oder ein Wachstumsförderer und/oder
eine Vitaminergänzung,
welche der Implantation, dem Wachstum und der Aufnahme der heilenden
Zusammensetzung hilft.
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Ein
geformtes Komposit, wie hier vorstehend definiert, kann mit einer
ausgewählten
Population von Wirts- und/oder kompatiblen Spenderzellen beschichtet
oder assoziiert sein oder diese eingebettet haben oder mit ihnen
imprägniert
sein. Vorzugsweise sind die Zellen Knochen-abgeleitete und/oder
Knorpel-abgeleitete und/oder Kollagen-abgeleitete Zellen. Die Auswahl
der Zellen hängt
von dem beabsichtigten Implantationsort ab, und der Einschluss der
Zellen bezweckt, bei Implantation, Wachstum und Aufnahme der heilenden
Komposition am Ort der Implantation zu helfen.
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Weiterhin
haben wir erfindungsgemäß ein Mittel
zum Anpassen der Implantatgeometrie exakt an den Patienten entdeckt,
durch Verwendung medizinischer Bildgebung und Flüssigformung des Komposits in
ein dimensional exaktes chirurgisches Merkmalskonstrukt.
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Es
wird von Fachleuten auf dem Gebiet chirurgischer Rekonstruktion
erkannt werden, dass nicht beabsichtigt ist, die Verwendung des
Komposits der Erfindung auf die Verwendung in knochigen Bereichen
des Gesichts und Schädels
zu beschränken, sondern
dass beabsichtigt ist, sie für
jeden Teil des Körpers
eines Tiers oder Menschen zu verwenden, der Ossifikation und/oder
Knorpel und/oder Meniskus aufweist, der chirurgische Rekonstruktion
erfordert und somit ist es nicht beabsichtigt, dass die Beispiele,
auf die hier Bezug genommen wird, den Schutzumfang der Anwendung
beschränken.
Zusätzlich wird
erkannt werden, dass rekonstruktive Chirurgie die kosmetische Chirurgie
und Chirurgie aus ästhetischen
Zwecken einschließen
soll.
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Das
Komposit kann darüber
hinaus mit Zellen imprägniert
sein, wie vorstehend definiert.
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Eine
weitere Ausführungsform,
in der das Komposit verwendet werden kann, ist als Schablone für in vivo-Gewebeerzeugung
unter Verwendung von im Stand der Technik bekannten Bioingenieurstechniken.
Bei dieser Ausführungsform
kann die Imprägnierung
mit Zellen erfolgen, wie vorstehend definiert, induktiven Proteinen,
therapeutischen Substanzen und dgl., und das Komposit wird dann
zum Einführen in
einen lebenden Wirt, wie etwa einen Menschen oder einen Tierkörper oder
einen Teil davon, eingerichtet, und nachfolgend wird das Komposit
im teilweise oder im wesentlichen imprägnierten und/oder degradierten
Zustand geerntet und in einen Ort für rekonstruktive Chirurgie
reimplantiert.
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Implantiert
werden kann in den Muskel zum Anhaften und Wachsen von Lebend-Zellen,
mit nachfolgenden Ernten zum Zeitpunkt der definitiven Chirurgie,
beispielsweise bei cranialer, maxillofacialer, orthopädischer
und dgl. Chirurgie, wie vorstehend definiert, um Knochen, Knorpel
und dgl. bereitzustellen.
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Bei
einem oben beschriebenen Herstellungsverfahren kann die Form oder
das Werkzeug eine dreidimensionale Vorlage oder ein dreidimensionales
Bild eines gewählten
Merkmals oder eines Bereichs eines Patienten als Implantat umfassen.
In diesem Fall kann die Form oder das Werkzeug bereitgestellt werden
durch:
- (i) medizinische Bildgebung eines ausgewählten Merkmals
oder Bereichs eines Patienten, komplementär oder symmetrisch zu einem
zu ersetzenden und/oder zu rekonstruierenden Merkmal oder Bereich,
um Daten zu erhalten, die eine Mehrzahl von ein dreidimensionales
Bild definierenden Koordinaten umfassen;
- (ii) Weitergeben von aus medizinischer Bildgebung gewonnenen
Daten an ein Übersetzungssystem,
das die Daten interpretiert und Informationen zum Übertragen
der Daten zu einem Schnellprototypsystem erzeugt, das zum Erzeugen
einer Form oder eines Werkzeugs geeignet ist;
und wobei
die Fasern lange kontinuierliche Fasern umfassen, die in der Länge 102 bis 104 mal größer sind
als im Durchmesser und eine gerichtete Verstärkung bereitstellen.
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Vorzugsweise
beinhaltet das Verfahren Flüssigformen
eines Produktes zu einer spezifizierten Größe und Form durch Einführen einer
geeigneten Menge von Matrixpolymer, wie vorstehend definiert, beispielsweise
Caprolacton und/oder biokompatible Derivate und Analoge desselben,
und Fasern, wie vorstehend definiert, beispielsweise lange oder
gerichtete kontinuierliche Faserverstärkung; und Katalysator und/oder
Initiator, in eine Form, unter Bedingungen, welche in situ Polymerisation
der Matrix begünstigen;
Aushärten
des Komposits durch geeignete Mittel; Entfernung der Form von einem
ausgehärteten,
geformten Produkt und optional Vorbereiten des geformten Produkts
zum Einführen
in einen Empfänger
durch geeignete Mittel.
-
In
dieser Arbeit wird katalysiertes Caprolacton-Monomer in einen Werkzeughohlraum
eingespritzt, um Testplaques von PCL herzustellen. Proben unterschiedlichen
Molekulargewichts sind hergestellt worden, und die physikalischen
und Biokompatibilitätseigenschaften
dieses in situ polymerisierten Materials wurden mit kommerziell
erhältlichem
PCL verglichen. Der Effekt der gamma-Sterilisierung ist ebenfalls
untersucht worden, da dies die wahrscheinlichste Sterilisierungsprozedur
ist, die für
solche Implantate verwendet werden wird. Ein Zellkultursystem mit
aus craniofaciaien Knochenzellen (CFC) erhaltenen Knochenzellen
ist verwendet worden, um die Biokompatibilität des PCL-Materials abzuschätzen. Schließlich sind
vollständig
bioabsorbierbare langfaserverstärkte
Kompositmaterialien unter Verwendung dieser in situ-Polymerisationstechnik
unter Verwendung von sowohl gestrickten als auch gewebten Vicrylgittern,
die aus Polymilchsäure/Polyglykolsäure (PLA/PGA)-Copolymer
erzeugt waren, hergestellt worden.
-
Die
Erfindung wird nunmehr nur beispielhaft unter Bezugnahme auf die
folgenden Figuren beschrieben, in denen:
-
1 eine Blockschema-Repräsentation des
Verfahrens der Erfindung repräsentiert.
-
2 eine Querschnittsvorderansicht
des bei der in situ-Polymerisierung von Polycaprolacton verwendeten
Geräts
repräsentiert.
-
3 eine perspektivische,
Teil-Querschnittsansicht einer rechteckigen herausgearbeiteten PTFE-Hohlraumform
repräsentiert.
-
4 – GPC-Kurven, welche die Molekulargewichtsverteilung
zeigen;
unsterilisiertes PCL 75; b) gamma-sterilisiertes PCL 75.
-
5 – E-Modul-Zug Molekulargewicht
Vs für
unsterilisiertes und gamma-sterilisiertes
PCL ☐: unsterilisiertes, in-situ polymerisiertes PCL, O:
gamma-sterilisiertes, in-situ polymerisiertes PCL, X unsterilisiertes
CAPA 650 (gemessener Wert),
:
gamma-sterilisiertes
CAPA 650 (gemessener Wert),
: unsterilisiertes
CAP 650 (Solvay Wert).
-
6 – H1-NMR-Spektren
für PCL
50.
-
7 – H1-NMR-Spektren
für CAPA
650.
-
8 – Reflexions-IR-Spektren; a)
CAPA 650, b) PCL 50
-
9 eine Querschnittsansicht
gestrickten Vicrylgitters/PCL-Komposits zeigt, welches zeigt, dass
das gestrickte Gitter voll mit dem PCL-Matrixmaterial integriert
ist. Man beachte auch die verdrehte, gestrickte Struktur des Vicrylgitters.
-
10 ein gewebtes Vicrylgitter/PCL-Komposit
im Querschnitt zeigt, das die gewebte Struktur des Vicrylgitters
zeigt.
-
11 individuelle Vicrylfasern
zeigt, die voll mit PCL-Matrixmaterial getränkt und eingekapselt sind.
-
12 ein Alamar Blau-Assay
von CFC auf PCL unterschiedlicher Molekulargewichte nach 48 Stunden
zeigt.
-
Materialien
und Methoden
-
Modellieren aushärtbarer
Zusammensetzung
-
Unter
Bezugnahme auf 1 wird
das Gesicht (1) eines Individuums gezeigt, wobei Bereich 2A ein
Merkmal oder einen Bereich repräsentiert,
der chirurgisch behandelt werden soll. Bereich 2B repräsentiert
ein komplementäres
Merkmal oder Bereich, das typischerweise zum Merkmal oder Bereich,
der behandelt werden soll, symmetrisch ist. Um die Implantatgeometrie
eng an den Patienten anzupassen, wird medizinische Bildgebung (3),
wie etwa CT und/oder MRI und/oder NMR (oder MRI)-Scanner verwendet,
um dreidimensionale Daten eines komplementären Merkmals oder Bereichs
bereitzustellen. Für
den Fall, dass ein komplementäres
Merkmal oder Bereich nicht existiert oder nicht geeignet ist, können aus
einem kompatiblen oder Durchschnittsbild erhaltene Daten beim Ausführen der
Erfindung verwendet werden. Optional können die medizinischen Bilddaten
spiegelbildlich dargestellt werden, um ein Abbild geeigneter Hand
bereitzustellen.
-
Medizinische
Bilddaten werden dann längs des
Pfeil B in konventioneller Weise bearbeitet, um Daten in der korrekten
Form für
Schnell-Prototypisierung (4) bereitzustellen. Schnelles
Prototypisieren ist ein Mittel, durch welches Formen für Flüssigausformen
direkt oder indirekt gemacht werden können, und es wird von Fachleuten
auf dem Gebiet des Bereitstellens eines Implantats erkannt werden,
dass dieses besondere Vorgehen nicht als den Schutzumfang der Anwendung
beschränkend
beabsichtigt ist, sondern lediglich zum Bereitstellen eines Mittels, durch
welche eine vorgeformte Form (5) erzeugt werden kann. Wenn
man dem Prozess D folgt, wird die geschlossene Form (5),
in der eine Vorform aus synthetischen und/oder natürlichen
Fasern gemeinsam mit einer geeigneten Menge von Caprolacton plaziert wird,
dann einer in-situ Polymerisation unterworfen (6). (Dieses
Verfahren wird detaillierter im folgenden Text beschrieben.) Nach
Polymerisierung und Aushärten
des Caprolactonmaterials wird die Form beim Prozess E entfernt,
um so ein geformtes Produkt (7) bereitzustellen, das bei
geeignetem Entgraten und vorbereitet gemäß Verfahren F in die angemessene Position
des Gesichts eines Individuums implantiert wird (1).
-
Auf
diese Weise ist es ersichtlich, dass das Verfahren der Erfindung
mehrere integrierte Schritte erfordert, deren exakte Natur nicht
den Schutzumfang der Anmeldung beschränken soll, sondern die lediglich
Beispiele der Wege und Mittel des Bereitstellens eines geformten
Produkts zur Transplantation vom Komposit der Erfindung bereitstellen
soll.
-
Für allgemeinere
Verwendung kann eine Serie von bemaßten Formen verwendet werden,
um einen Reihe vorgeformter Implantate, Platten, Fixationsvorrichtungen
und dgl. bereitzustellen, wie vorstehend definiert.
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In-situ Polymerisation
von Polycaprolacton
-
Monomer-Herstellung
-
ε-Caprolacton-Monomer
(Solvay Interox, Widnes, UK) wurde durch Destillation unter vermindertem
Druck über
frisch pulverisiertem Calciumhydrid gereinigt. Die Reaktionsapparatur
ist in 2 dargestellt. Über Molekularsieben
getrocknetes destilliertes Caprolactonmonomer wurde in einen 500 ml-Rundbodenkolben
mit fünf
Ansätzen
gegeben, der mit einem Teflon-Paddelrührer, einem Einlass für Trockenstickstoffgas,
einer Thermokopplungssonde, einem Gummiseptumeinlass und einer Auslassröhre versehen
war. In der Auslassröhre
war eine bearbeitete PTFE Rechteck-Hohlraumform mit einer peripheren Nitril-O-Ringdichtung
angebracht, wobei der Formauslass an einer Vakuumpumpe angebracht war.
Ein Starter in Form von 1,4-Butandiol,
das in niedermolekulargewichtigem (MG 4000), pulverisiertem PCL
(Capa 240, Solvay Interox) enthalten war, wurde in der notwendigen
Menge zugefügt,
um das gewünschte
Molekulargewicht zu ergeben, wie in Tabelle 1 detailliert gezeigt.
-
Polymer- und
Komposit-Herstellung
-
Die
Mischung wurde mit einem Ölbad
auf 80°C
erhitzt und unter Stickstoff für
2 h gerührt.
500 ppm Diethylzink ((C2H5)2Zn)-Katalysator wurde als 15 Gew.-%-Lösung in
Toluol mit einer Spritze über
den Septumeinlass zugegeben, woraufhin unmittelbar kräftiges Rühren für 30 s folgte,
währenddem
der Formhohlraum und das Reaktionsgefäß auf 0,2 bar absolut evakuiert
wurden, um das Monomer zu entgasen. Das Rühren wurde beendet und nach
weiteren 30 bis 60 s Entgasen wurde der Druck im Gefäß auf Umgebungsdruck
erhöht,
die Formeinlassröhre in
das Monomer hinuntergedrückt
und der Stickstoffdruck verwendet, um das katalysierte Monomer in den
Formhohlraum einzuspritzen. Nach Füllen des Hohlraums wurden die
Einlass- und Auslassleitungen zugeklammert und die Form in einem
Ofen für
18 h auf 120°C
erhitzt. Schließlich
wurde der Form gestattet, auf Raumtemperatur abzukühlen und
der polymerisierte PCL-Formling wurde aus der Form entfernt. Zwei
Formen wurden verwendet, eine mit Hohlraumabmessungen 240 × 130 × 3 mm,
die zum Herstellen von Material für Spannungs- und Biokompatibilitätstestproben
verwendet wurden, und eine kleinere von 80 × 30 × 3 mm, die zum Herstellen
der Kompositproben verwendet wurde. Die Faservorformen bestanden
aus 12 Lagen entweder gewebten oder gestrickten Vicrylgitters (Polyglactin
910 von Ethicon, Edinburgh), das geschnitten war, um in den Formhohlraum
zu passen, und über
Molekularsieben für
12 h für
120°C vakuumgetrocknet
war. Das gestrickte Material tendiert dazu, sich bei Temperatur
zu deformieren, so dass es während
des Trocknens zwischen Aluminiumplatten geklammert war.
-
Vergleichsbeispielherstellung
-
PCL
(CAPA 650, Solvay Interox) wurde in 3 mm dicken kompressionsgeformten
Blättern
beschafft. Dies ist ein kommerziell erhältliches PCL mit einem nominalen
Mn von 50.000 und wurde als Benchmark-Material verwendet, um es
mit den unter Verwendung unserer in-situ Herstelltechnik erzeugten
Proben zu vergleichen.
-
Zugtestproben
wurden durch Bearbeiten der PCL-Blätter in rechteckige Streifenmuster
von 40 × 10 × 3 mm unter
Verwendung eines Hochgeschwindigkeits-Einschneiden-Bohrmessers hergestellt. Scheibenmuster
zum Biokompatibilitätstesten
wurden unter Verwendung eines kreisförmigen Stanzers von 10 mm Durchmesser
hergestellt. Sowohl Zug- als auch Biokompatibilitätstestmuster
wurden mit gamma-Strahlung unter Verwendung einer Bestrahlungsdosis
von 27,8 kGy sterilisiert.
-
Unter
Bezugnahme auf das Obige ist das folgende Verfahren eine Zusammenfassung
des Verfahrens, das verwendet wird, um Caprolacton in-situ zu polymerisieren:
- (i) Konstruiere die Vorform trockener synthetischer
und/oder natürlicher
Fasern auf die notwendige Länge
und/oder Geometrie und platziere sie in der Form.
- (ii) Erhitze die Form auf eine geeignete Temperatur unter dem
Schmelz/Degradierungspunkt der Fasern und spüle mit trockenem Stickstoff
oder dgl.
- (iii) Destilliere das Caprolacton-Monomer oder Oligomer bei
vermindertem Druck über
einem geeigneten wasserfreien Salz, wie etwa Calciumhydrid, um Unreinheiten
zu entfernen.
- (iv) Erhitze das Caprolacton-Monomer auf eine ausgewählte Temperatur
unter vermindertem Druck, um so mitgerissene Luft zu entfernen.
- (v) In einem mit Stickstoff gespülten Gefäß, füge eine stöchiometrische Menge eines geeigneten Starters,
wie etwa (1,4-Bitandiol) und 50 bis 250 ppm eines geeigneten Katalysators,
wie etwa (Diethylzink in Toluol) unter Verwendung von Spritzen zu,
die getrocknet worden und mit Stickstoff gespült worden sind. Mische gründlich.
- (vi) Pumpe unter Verwendung einer peristaltischen Pumpe und
von gründlich
getrockneten Siliconschläuchen
die Reaktionsmischung in eine evakuierte Form, welche die Vorform
biodegradierbarer Fasern enthält.
Wenn gefüllt,
dichte Eintritts- und Austrittspunkt ab und erhitze auf 100° bis 140° für einen
geeigneten Zeitraum, bis die Polymerisation stattgefunden hat (typische
Zeiten scheinen 5 h zu sein).
-
Entgrate
und reinige den Formling vor der Behandlung und/oder Verwendung
zur Implantierung.
-
Messungen
-
Gelpermeationschromatographie
(GPC Polymer Laboratories) wurde durchgeführt, um die Molekulargewichtsverteilung
zu bestimmen. Gemischte D-Säulen,
die mit engen Polystyrolstandards (Polymer Laboratories PS-1) kalibriert
waren, wurden mit 100 mg Polymer, aufgelöst in 5 ml Chlorform als mobiler
Phase verwendet.
-
Der
E-Modul Zug wurde mit einer Instron 1195-Zugtestmaschine unter Verwendung
eines elektrischen Aufclip-Extensometers mit einer 10 mm Messlänge, einer
5 kN Lastzelle und einer Querkopfgeschwindigkeit von 1 mm/min gemessen.
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Eine
Reflexions-Infrarotspektroskopie wurde unter Verwendung eines Perkin-Elmer-Systems 2000 FT-IR-Spektrometers
vorgenommen.
-
H1-NMR der Probe und in CDCl3 aufgezeichneter
Vergleich auf einem Bruker 300 MHz FT-NMR unter Verwendung von Tetramethylsilan
als internem Standard, um die Ähnlichkeit
der Materialien über ihre
elektronische Struktur abzuschätzen.
-
Es
wurde eine differenzielle Abtastkalorimetrie (DSC = differential
scanning calorimetry) verwendet, um die Schmelztemperatur (Tm) und
Kristallinität der
PCL-Muster zu bestimmen. Ein mit Indium kalibriertes Dupont-Instruments
910 DSC wurde bei einer Anfangstemperatur von –80°C und einer Heizrate von 10°C/min verwendet.
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Biokompatibilitätstestung
-
Zellkultur
-
Es
wurden cranio-faciale Osteoblast-artige Zellen (CFC) aus Knochenfragmenten
des Schädels von
einem 14 Monate alten Weibchen erhalten. Dieses Verfahren basierte
auf dem von Robey und Termaine(2) beschriebenen.
Knochenfragmente wurden in kleine Stücke von nicht mehr als 5 mm
Durchmesser geschnitten, in steriler Phosphat-gepufferter Kochsalzlösung (PBS)
gespült,
um Blut und Debris zu entfernen, dann in 35 mm Durchmesser Gewebekulturkunststoffschalen
(Falcon, Becton Dickinson Labware, Franklin Lakes, NJ, USA) ausplattiert.
Knochensplitter wurden in komplettem Dulbecco's Modified Eagle Medium (DMEM), das
mit 10% fötalem Rinderserum
(FBS), 1% L-Glutamin,
1% nicht-essentiellen Aminosäuren
(NEAA), 2% Hepes-Puffer, 2% Penicillin/Streptomycin (alle von Gibco,
Paisley, UK), 150 μg/l
L-Ascorbinsäure
(Sigma, Poole, UK) und 1 μg/ml
Fungizone (Gibco) supplementiert war, bei 37°C in einer befeuchteten 5% CO2-Atmosphäre
inkubiert. Knochensplitterkulturen wurden täglich beobachtet und das Kulturmedium
wurde alle 2 Tage gewechselt.
-
Nach
mehreren Tagen bildeten sich Säume von
Knochenzellen um die Kanten der Knochensplitter und dann begannen
Zellen, sich am Gewebekulturkunststoff anzuhaften und auszubreiten.
Innerhalb von 2 bis 3 Wochen waren hinreichend Knochenzellen aus
den Knochensplittern ausgewachsen, um alleine kultiviert zu werden.
Die Knochensplitter wurden aus der Kultur entfernt und in 0,02%
Trypsin/0,03% Collagenase in PBS bei 37°C für 20 min inkubiert, kontinuierlich
rotiert, verdaut. Die Knochensplitter wurden verworfen und der Überstand
wurde bei 1200 U/min für
5 min zentrifugiert, um ein Zellpellet zu erzeugen, das dann in
DMEM resuspendiert und wiederum zentrifugiert wurde, um die Trypsin/Collagenase-Lösung abzuspülen. Das
sich ergebende Zellpellet wurde resuspendiert und in 25 cm2 Gewebekulturkunststoffgefäßen (Falcon)
wieder ausplattiert. Die Zellen wurden bis zur Konfluenz gezogen
und dann mit 0,02% Trypsin/0,1 M Herpes in PBS passagiert. Die Zellen
wurden morphologisch, ultrastrukturell und mit biochemischen Techniken
als osteoblastenartig charakterisiert, primär durch die Expression von
alkalischer Phosphatase, einem Marker für osteoblastischen Phenotyp.
-
Biokompatibilität
-
Zellen
wurden auf gamma-bestrahlte und nicht-bestrahlte Polymerscheiben
mit verschiedenen Molekulargewichten ausgesät. Zwei Sätze von Polymerscheiben wurden
verwendet: Scheiben mit 10 mm Durchmesser wurden für Zellaktivität und Morphologie
verwendet; Scheiben mit 8 mm Durchmesser nur für morphologische Abschätzungen.
Gewebskulturkunststoff- oder Thermanox®-Scheiben
wurden als ein Beispiel für
ein optimales Material verwendet und Kupferscheiben als ein Beispiel
für ein Material
schlechter Biokompatibilität.
Die nicht-bestrahlten Polymere und die Kupferscheiben wurden durch
Spülen
in Ethanol sterilisiert. Aus Gründen
der statistischen Signifikanz wurden drei Replikatproben für jede Art
von Material ausgesät,
zusammen mit drei unbesäten
(blanken) Materialien. Die Zellen wurden bei einer Konzentration
von 40.000 Zellen pro Napf in einer 48-Napfplatte ausgesät und für 48 h kultiviert.
-
Alamar Blau Assay
-
Der
Alamar Blau Assay (Serotec, UK) demonstriert die metabolische Aktivität von Zellen durch
Detektieren von mitochondrialer Aktivität. Zellen nehmen den Indikatorfarbstoff
auf, der reduziert und als fluoreszentes Produkt ausgeschieden wird. Das
Medium wurde aus den Näpfen
entfernt, die Zellen mit Earle's
Ausgeglichener Salzlösung
(EBSS) gespült, dann
500 μl einer
1 : 20 Alamar Blau : Hank's Augeglichener
Salzlösung
(HBSS) zu jedem Napf zugegeben. Die Platten wurden bei 37°C für 1 h inkubiert,
die Lösung
auf eine frische Platte umgesetzt und 100 μl jeder Lösung wurden auf einem Cytofluor (PerSeptive
Biosystems) bei 535 nm Emission, 590 nm Absorption gelesen. Blindwerte
wurden aus experimentellen Werten extrahiert, um Hintergrundablesungen
zu eliminieren.
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Statistik
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Die
Mittelwerte und Standardabweichungen (SD) wurden für drei Wiederholungen
pro Probe berechnet. Die Varianzanalyse (ANOVA) wurde zusammen mit
dem Tukey-Kramer Mehrfachvergleichstest berechnet, um die gamma-bestrahlten
und nicht-bestrahlten Proben mit unterschiedlichen Molekulargewichten
zu vergleichen. Der Student t-Test wurde verwendet, um die gamma-bestrahlten
und nicht-bestrahlten Proben derselben Molekulargewichte zu vergleichen.
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Toluidin-Blaufärbung
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Die
Zellen wurden für
mehrere Male mit PBS gespült,
in 1,5% Glutaraldehyd in 0,1 M Phosphatpuffer für 30 min fixiert, mit PBS gespült und mit
1% Toluidin-Blau in 0,05 M Phosphatpuffer für 5 min gefärbt. Diese Lösung wurde
entfernt, die Zellen wurden gespült
und mit PBS abgedeckt und konnten dann unter dem Präpariermikroskop
fotografiert werden.
-
Scanning Elektronenmikrokopie
(SEM)
-
Nach
Toluidin-Blaufärbung
wurden die Zellen in Osmiumtetroxid für 30 min fixiert. Danach wurden die
Muster durch eine Serie von ansteigenden Alkoholen (50% bis 100%),
die in Hexamethyldisilazan (HMDS) getrocknet waren, dehydriert und
an der Luft getrocknet, bevor sie mit Gold zerstäubungsbeschichtet wurden. Die
Proben wurden dann in einem Philips 501B SEM betrachtet.
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Ergebnisse
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Molekulargewichtsverteilung
-
Tabelle
2 gibt die gemessenen Molekulargewichte und Polydispersitäten sowohl
der unsterilisierten als auch der gamma-sterilisierten Proben. Signifikante
Unterschiede gibt es zwischen dem theoretischen Mn und dem gemessenen
Wert, jedoch zeigt das PCL einen Bereich von Molekulargewichten,
die in der korrekten Abfolge steigen. Das Messen von definitiven
Molekulargewichten von PCL ist aufgrund eines Mangels eines PCL-Standards
zur Kalibrierung schwierig. Um akkuratere Messungen zu erhalten, würde die
Verwendung von Lösungsviskositätstechniken
erfordern. Jedoch zeigen die Ergebnisse einige interessante Trends,
insbesondere die Reduktion bei Mn und das Anwachsen beim Mw, was
einen größeren Pd
für die
gamma-sterilisierten Proben gibt. 4 zeigt
einen Vergleich der GPC-Kurven für
das unsterilisierte und gamma-sterilisierte PCL 75, was das Verbreitern
der Spitzen aufgrund des Anwachsens eines Niedermolekulargewichtsmaterials
betont. Daher ist es wahrscheinlicht, dass die gamma-Strahlung einige
der längeren
Polymerketten ausbricht.
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E-Modul Zug
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5 zeigt im Detail die Variation
des E-Modul Zugs von PCL mit dem Molekulargewicht und die Effekte
der gamma-Sterilisierung auf den E-Modul Zug. Der E-Modul Zug sinkt mit
steigendem Molekulargewicht und gibt keinen merklichen Abfall im E-Modul
Zug nach gamma-Sterilisierung. Dies ist auch beim CAPA 650-Referenzmaterial
der Fall, welches interessanterweise einen niedrigeren E-Modul Zug
als das unter Verwendung der in-situ Polymerisationstechnik hergestellte
Material aufweist. Der gemessene Wert an E-Modul Zug für das unsterilisierte CAPA
650 Material liegt innerhalb von 2% des in der Solvay Interox Literatur22 angegebenen Werts.
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NMR- und IR-Spektren
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6, 7 und 8 zeigen
die H1-NMR-Spektren für sowohl das PCL 50- als auch
das CAPA 650-Material. Die Spektren zeigen OCH2 bei
4,1; CH2-C=O bei 2,3 und den Kohlenwasserstoffabschnitt
bei 1,3 bis 1,8 ppm. Die Infrarotspektren zeigen ein Carbonyl bei
ungefähr
1750, assoziiert mit dem Carbonyl in der Hauptkette des Polymers.
Sowohl NMR- als auch IR-Daten stimmen mit den Proben von Standardpolymer überein,
was anzeigt, dass das Material vom selben Typ ist.
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DSC-Ergebnisse
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Ergebnisse
der DSC-Testung sind in Tabelle 3 gegeben. Die Tm- und Kristallinitätswerte
sind innerhalb des für
PCL erwarteten Bereichs und stimmen mit den von Solway angegebenen
Daten überein,
jedoch ergab das Wiederholen der Tests sowohl für unsterilisiertes als auch
gamma-sterilisiertes CAPA 650-Material keine sehr wiederholbaren
Ergebnisse.
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PCL/Vicryl-Komposite
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9, 10 und 11 sind
SEM-Mikrografien der Kompositmaterialien. Es sind die gestrickten
und gewebten Strukturen des Vicrylgitters klar sichtbar. 11 zeigt einen Querschnitt
eines der Garne von dem gestrickten Kompositmaterial, bei dem die
einzelnen Fasern vollständig
durch PCL eingekapselt sind, was den Erfolg dieser Technik zum Tränken und Infiltrieren
des Faserwerks demonstriert.
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Biokompatibilität
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Die
Biokompatibilität
von CFC auf PCL verschiedener Molekulargewichte, sowohl gamma-bestrahlt
als auch nicht bestrahlt, wurde durch Messen von Zellaktivität und Begutachten
der Zellmorphologie auf der Polymeroberfläche nach 48 h Inkubation abgeschätzt. Auf
TCP hafteten die Zellen an und verbreiteten sich und bildeten eine
Konfluenzschicht nach 48 h. Die Zellen waren in einem Wirbelmuster angeordnet,
einzelne Zellen hatten eine lange, dünne spindelförmige Morphologie.
Zellen hefteten sich an PCL verschiedener Molekulargewichte mit
guter Morphologie an. Auf PCL 25-100 hatten Zellen eine gute Morphologie ähnlich zu
der, die auf TCP beobachtet wird. Es gab eine komplette Zellabdeckung
auf Scheiben mit 8 mm Durchmesser, aber es gab nicht immer eine
komplette Abdeckung von Zellen auf der Oberfläche von Scheiben mit 10 mm
Durchmesser. Die Topographie der Oberfläche war nicht immer konsistent,
und damit kann man einige Rückschlüsse auf die
Zellanhaftung und Ausbreitung und damit die Aktivität ziehen.
Falls auf der Oberfläche
Rillen vorhanden waren, richteten sich die Zellen zu ihnen aus. Falls
es eine raue Oberfläche
gab, lagerten sich die Zellen nicht an. Auf der Oberfläche einiger
der Polymerscheiben waren Löcher
vorhanden, die Zellen wirken so, als wenn sie um so herumwachsen
oder sie überspannen,
aber sie wuchsen nicht in sie hinein. Auf CAPA 650, wo die Oberfläche sehr
glatt, mit einigen Löchern
in ihr war, wuchsen die Zellen in sternförmigen Gruppen mit einer extrem
flachen Morphologie, viel mehr als auf TCP oder PCL 25-100. Es gab
keine Zellanhaftung auf den Kupferscheiben.
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Die
Zellaktivität
wurde durch den Alamar Blau Assay abgeschätzt, wie in 12 gezeigt. Es gab keinen signifikanten
Unterschied der Zellaktivität auf
nicht-bestrahltem PCL unterschiedlicher Molekulargewichte und CAPA
650. Alle Proben hatten signifikant niedrigere Aktivität als TCP
und signifikant höhere
als Kupfer und blanke Polymere, mit der Ausnahme von PCL 50. Die
Zellaktivität
war nicht signifikant anders für
gamma-bestrahltes
PCL 75, und CAPA 650, die alle niedriger als TCP und höher als Kupfer
oder blankes Polymer waren. Auf gamma-bestrahlten PCL 25 und 50
hatten sich sehr wenige Zellen auf der Oberfläche angeheftet und dementsprechend
war die Zellaktivität
signifikant niedriger als auf PCL 75, 100 und CAPA 650 und nicht
signifikant anders als bei Kupfer und blanken Polymeren. Es gab keinen
signifikanten Unterschied zwischen Zellaktivität und gamma-bestrahlten und
nicht-bestrahlten PCL 75, 100 und CAPA 650. Die Aktivität auf gamma-bestrahlten
PCL 25 und 50 war signifikant niedriger als auf nicht-bestrahltem
PCL 25 und 50.
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Diskussion
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Anfängliche
Untersuchungen der Entwicklung dieser neuen in-situ Polymerisationstechnik
für PCL
haben exzellente Ergebnisse ergeben. Die GPC-, NMR- und IR-Analysen
haben bewiesen, dass das Material ähnliche Eigenschaften wie kommerziell erhältliches
PCL-Material, das
als Maßstab
verwendet wurde, aufwiesen.
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Ergebnisse
der Zugtestung zeigen, dass das in-situ polymerisierte Material
einen E-Modul Zug hat, der vom Molekulargewicht abhängt. Der
E-Modul Zug sinkt mit dem Molekulargewicht. In allen Fällen außer beim
gamma-sterilisierten PCL 100-Material wies das in-situ polymerisierte
PCL einen höheren E-Modul
Zug auf als das gamma-sterilisierte CAPA 650, was anzeigt, das wir
bei unserer neuartigen Herstelltechnik einen E-Modul Zug erhalten
können,
der größer als
oder vergleichbar mit unserem Maßstabsmaterial ist.
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Die
Ergebnisse der IR- und NMR-Analyse zeigen an, dass das in-situ poly
merisierte Material von ähnlicher
chemischer Zusammensetzung wie das CPA 650-Material ist. Die GPC-Analyse
hat gezeigt, dass wir ähnliche
oder größere Molekulargewichte
als unser Maßstabsmaterial
bei besonders engen Molekulargewichtsverteilungen erhalten können.
-
Die
Biokompatibilitätsergebnisse
zeigen, dass die CFC-Zellen auf PCL verschiedener Molekulargewichte
anhaften und sich ausbreiten, obwohl dies etwas von der Oberflächentopografie
der Scheiben abhängt.
Unterschiedliche Oberflächentopografien
gab es aufgrund des unterschiedlich bearbeiteten Finishs auf den
oberen und unteren PTFE-Formoberflächen und dem geschliffenen
Oberflächen-Finish, das
auf den Kompressionsformplatten für das CAPA 650-Material verwendet
wurde. Es gab keinen Unterschied in der Zellaktivität auf gamma-bestrahlten oder
nicht-bestrahlten Polymeren, mit der Ausnahme von PCL 25 und 50.
-
Die
Verwendung dieser in-situ Polymerisationstechnik als eine Variante
von RTM, um total absorbierbare Langfaserkompositmaterialien zu
erzeugen, hat ermutigende Ergebnisse gezeigt. Die Vicrylfasern scheinen
wohlgetränkt
und innerhalb der PCL-Matrix eingekapselt zu sein, was zu einem
Zweiphasenmaterial führt.
Aufgrund ihres niedrigen Modulus haben die Vicrylfasern wenig Verstärkungseffekt,
jedoch wird die Verwendung von bioabsorbierbarer Glasfaser mit höherem Modulus
es uns gestatten, die mechanischen Materialeigenschaften zu steuern.
Die Verwendung solch einer Niederdruck-Flüssigformtechnik
sollte die Herstellung von Patienten-spezifischen Implantaten gestatten,
die mit billigen Werkzeugen gemacht werden, die direkt aus CT-Scandaten
unter Verwendung von Schnellprototyptechniken erzeugt werden können.
-
Schlussfolgerungen
-
Ein
neuartiges Herstellungsverfahren für PCL ist basierend auf RTM
entwickelt worden, einer etablierten Technik zum Herstellen von
Kompositmaterialien, welche thermisch aushärtbare Matrizen verwendet.
Ein vorläufiger
Vergleich der physikalischen und Biokompatibilitätseigenschaften des unter Verwendung
dieses in-situ Polymerisationsansatzes hergestellten PCL-Materials
im Vergleich zu einem kommerziell erhältlichen PCL-Material (CAPA
650) haben ermutigende Ergebnisse ergeben. NMR- und IR-Analyse zeigen, dass die chemische
Zusammensetzung des in-situ polymerisierten Materials die von PCL
ist. Die GPC-Analyse hat demonstriert, dass das Material mit einem
variablen Molekulargewicht und einer engen Molekulargewichtsverteilung
hergestellt werden kann. Zugtestungsergebnisse zeigen einen etwas
höheren
E-Modul Zug für
das in-situ polymerisierte
Material im Vergleich zu CAPA 650. Der Effekt der Sterilisierung
durch gamma-Bestrahlung ist untersucht worden, wobei er eine breite
Molekulargewichtsverteilung und eine gewisse Verminderung im E-Modul
Zug erzeugt.
-
Die
in-vitro Biokompatibilität
sowohl des in-situ polymerisierten PCL als auch des CAPA 650-Materials
sind unter Verwendung von aus humanen craniofacialen Knochenzellen
erhaltenen Osteoblasten abgeschätzt
worden. Das Material ist sehr biokompatibel zu diesen Zellen, die
sowohl auf dem bestrahlten als auch dem nicht-bestrahlten PCL und CAPA
650 anhaften und sich verbreiten. Der Hauptfaktor, der das Zellverhalten
beeinflusst, scheint die Oberflächentopografie
der Polymerproben zu sein.
-
Langfaserkompositmaterialien
sind unter Verwendung sowohl von sowohl gewebten als auch von gestrickten
Vicrylgittern hergestellt worden. Die SEM-Mikrografien zeigen, dass
die Faser vollgetränkt
und durch das PCL-Matrixmaterial eingekapselt ist.
-
Literatur
-
- Rudd, C. D., Kendall, K. N., Long, A. C., Mangin,
C. E., Flüssigformtechnologien.
Woodhead Publishing 1997.
- 2. Biodegradierbare CAPA-Thermoplasten. CAPA 650-Datenblatt.
Solway Interox.
: unsterilisiertes CAP 650 (Solvay Wert).