DE69836200T2

DE69836200T2 - Implantat Material und Verfahren zu seiner Herstellung

Info

Publication number: DE69836200T2
Application number: DE69836200T
Authority: DE
Inventors: Charles Homsy
Original assignee: Tranquil Prospects Ltd
Current assignee: Tranquil Prospects Ltd
Priority date: 1998-04-14
Filing date: 1998-04-14
Publication date: 2007-08-23
Anticipated expiration: 2018-04-15
Also published as: US20020082707A1; EP0950421B1; EP0950421A1; US6679913B2; DE69836200D1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein implantierbares blattförmiges Material mit einer Dicke von weniger als 1,0 mm, das zur Verstärkung von Gewebe vorgesehen ist. Diese Materialien besitzen eine ausreichende Festigkeit für die jeweiligen Implantat-Anwendungen. Nach der Implantation in einen Körper begünstigt das Material das Einwachsen in normales Körpergewebe und wird dadurch mit dem anliegenden Gewebe verbunden, und schliesslich wird es mit Gewebe ausgefüllt. Demgemäss können diese Materialien als solche und selbständig wirken oder aber eine Umgebung stabilisieren, mit der sie schliesslich verbunden werden; beispielsweise mit Polymeren zwecks Ausfüllen von Knochenschäden, als Ersatz von Sehnen, mit denen die Endbereiche dieser Ersatzmaterialien verbunden werden, um den Ersatz der Sehne abzusichern, an implantierbare Verschleissmaterialien zur Anwendung bei einer Erneuerung der Oberfläche von Gelenken, oder bei anderen prosthetischen Gelenkimplantationen für das Knie, die Hüfte und andere Knochengelenke.
Das Dokument US-A-3'992'725 beschreibt eine Materialzusammensetzung, die zur Implantation in vivo geeignet ist. Diese besitzt eine elastische, faserige und poröse Struktur; mindestens ein Anteil der bioverträglichen Fasern der genannten Struktur weist eine kritische Oberflächenspannung oberhalb 35 mN/m auf einer Skala auf, die sich von 20 bis 80 mN/m erstreckt. Die Struktur enthält bioverträgliche Mittel zur Bindung der genannten Fasern in der porösen Struktur, wobei grössere, miteinander verbundene Leerräume zwischen den Fasern vorhanden sind. Die Struktur besitzt ausreichende Elastizität und Dehnbarkeit, wenn sie implantiert wird, um diejenige Art eingewachsenen Gewebes zu entwickeln, welche an der Stelle der Implantation für die mechanischen Kräfte verantwortlich ist.
Die typische Formulierung des genannten Materials wurde wie folgt angegeben: 80 Vol.-% Natriumchlorid, 10 Vol-% Kohlenstofffasern, 6 Vol.-% PTFE-Polymerfasern und 4% eines teilchenförmigen PTFE-Kunstharzes. Die Kohlenstofffasern im endgültigen Material (welches zu 80% porös ist, wenn der Bestandteil Natriumchlorid ausgelaugt ist) schaffen den "Anteil der Fasern der genannten Struktur", welche eine Oberflächenspannung aufweist, die grösser ist als 35 mN/m. Die Kohlenstofffasern wurden jedoch im Verlaufe des Herstellungsverfahrens sehr kurz und wandelten sich in eine disperse teilchenförmige Beschichtung auf einem Teil der PTFE-Fasern um. Diese Formulierung fand eine verbreitete Anwendung bei chirurgischen Implantaten.
Alternative faserhaltige Materialien mit anderen Fasern als Kohlenstofffasern wurden bereits angegeben: Fasern aus Zirkoniumoxid, Fasern aus Aluminiumoxid, "Whiskers" aus entweder Aluminiumoxid oder Zirkoniumoxid, Edelstahldraht.
Die Offenbarung und die damit verbundenen Herstellungsverfahren gemäss der US-Patentschrift 3'992'725 ergaben brauchbare Materialien mit einer Porosität von 78 bis 82%, deren Porengrösse zwischen 10 und 600 μm lagen (siehe Spalte 2, Zeilen 58 bis 60 der Patentschrift). Diese Porengrössenverteilung ergab sich aus der Verwendung des flüchtigen Salzbestandteils, welcher Teilchendurchmesser zwischen 10 und 600 μm aufwies. Diese Materialien zeigten die mechanischen Eigenschaften eines steifen Schwammes bei einer Dicke, welche wenige Millimeter überstieg. Ihre Eigenschaften gestatteten eine weiterbreitete Verwendung zur Vergrösserung des Knochenprofils der Gesichtsknochen. Wenn diese Erzeugnisse in Blattform vorlagen, zeigten sie bei einer Dicke von weniger als etwa 0,8 mm keine für Implantatanwendungen ausreichende Widerstandsfähigkeit; die steifen schwammähnlichen mechanischen Eigenschaften verhinderten eine Verwendung zur direkten Vergrösserung des weichen Gewebes, beispielsweise im Gebiet der Gesichtswangen und bei der Rekonstruktion der Brust nach einer Mastektomie. Blätter mit einer Dicke von weniger als 1,0 mm des Materials gemäss US-Patent 3'992'725 besitzen eine Zugfestigkeit, die für Anwendungen unzureichend ist, bei denen Belastungen auftreten, und es besteht daher eine Notwendigkeit, diese Eigenschaften zu verbessern.
Die Veröffentlichung EP-A-0'051'955 beschreibt ein Material mit einer Porengrössenverteilung von 80 bis 400 μm. Es wurde überraschenderweise gefunden, dass die engere Porengrössenverteilung der vorliegenden Erfindung überragende mechanische Eigenschaften von blattförmigen Materialien mit einer Dicke von weniger als 1,0 mm ergibt.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Schaffung einer verbesserten implantierbaren Materialzusammensetzung, die nicht nur das Einwachsen von normalem Körpergewebe begünstigt, sondern darüber hinaus eine ausgezeichnete Zugfestigkeit aufweist, wenn ein blattförmiges Gebilde mit einer Dicke von weniger als 1,0 mm, insbesondere von weniger als 0,8 mm, z.B. etwa 0,5 mm, hergestellt und/oder in eine monolithische Form gebracht wird, welche die mechanischen Eigenschaften eines weichen Schwammes aufweist.
Weitere erforderliche Eigenschaften einer solchen Zusammensetzung sind:

– Eignung zur Stabilisierung von Prothesen aus bioverträglichen Substanzen, beispielsweise Metallen, Polymeren oder Elastomeren
– Eignung zur Volumenvergrösserung in weichem Gewebe
– Eignung zur Verwendung bei dem orthopädischen Wiederaufbau von Gelenken und deren Bestandteilen
– Temperaturbeständigkeit, so dass die Zusammensetzung nach den Verfahren im üblichen Dampfautoklaven sterilisiert werden kann, ohne dass sie dadurch beeinträchtigt wird
– Eignung zur Implantation in einem Gewebe, in dem die Zusammensetzung eine hohe Verschleissfestigkeit sowie niedrige Reibungswerte aufweist
– Fähigkeit zum Begünstigen des Einwachsens von Gewebe und kein Risiko, nach der Implantation durch faseriges Gewebe umschlossen zu werden.

Viele Jahre der Versuchsdurchführung haben gezeigt, dass eine Porosität von etwa 82% die höchstmögliche Grenze bei der Herstellung von Materialien mit einer ausreichenden mechanischen Integrität ist. Obschon es möglich ist, aus dem Material des Standes der Technik Blätter mit einer Dicke von 0,6 mm herzustellen, waren diese stets sehr zerbrechlich und daher von keinem kommerziellen Interesse.
Es wurde nun unerwarteterweise entdeckt, dass einerseits eine zweckmässige höhere Porosität (87%) und bedeutend weichere Produkte zum Ersatz von weichem Gewebe und andererseits Blätter mit einer Dicke von etwa 0,4 bis 0,5 mm und einer hohen Festigkeit zur Verstärkung von Gewebe hergestellt werden konnten, wenn die Teilchengrösse des flüchtigen Bestandteiles, nämlich Salz, sehr eng gewählt wird, und zwar im Bereich von 150 bis 300 μm. Dies ergibt die äquivalente enge Porengrössenverteilung in den Erzeugnissen. Die Bruchfestigkeit von Blättern mit einer Dicke von 1 mm wird von etwa 300 N/cm² auf 600 N/cm² gesteigert, weil die Porengrössenverteilung von ursprünglich 10 bis 600 μm auf 150 bis 300 μm verringert wurde.
Es wurde ebenfalls überraschenderweise gefunden, dass eine weitere Verbesserung der Zugfestigkeit von sehr dünnen Blättern mit einer Dicke von 0,4 bis 0,5 mm dadurch erzielt werden kann, dass nach Erhalt der gewünschten Dicke des Blattes ein zweiter Sinterungsvorgang dadurch erzielt wird, dass man ein Sandstrahlen durchführt. Diese zusätzlichen Vorgänge des Sandstrahlens und Sinterns können nach dem Sintern in Schritt (f) der USA-Patentschrift Nr. 3'992'725 ausgeführt werden. Die Festigkeit eines derartigen Blattmaterials beträgt etwa 300 N/cm². Dies bedeutet, dass sich die Zugfestigkeit in Bezug auf die Erzeugnisse des Standes der Technik verdoppelt hat.
Der Erfinder der vorliegenden Erfindung hat demgemäss erarbeitet, dass durch zwei unerwartet einfache Veränderungen des Verfahrens stark verbesserte Produkteigenschaften erhalten wurden:

(A) eine relativ enge Porengrössenverteilung im Bereich von 150 bis 300 μm; und
(B) ein zusätzlicher Sinterungsvorgang, wenn Blätter mit einer Dicke von weniger als etwa 0,8 mm hergestellt werden.

Diese und andere Ziele und Vorteile werden im Nachstehenden besprochen und erläutert.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Das bevorzugte blattförmige Material zum Einwachsen in Gewebe besteht aus gesintertem Polytetrafluorethylen mit Aluminiumoxidteilchen und einem beträchtlichen Leerraum, der eine Porengrössenverteilung im Bereich von 150 bis 300 μm aufweist. Das Polytetrafluorethylen ist bereits für implantierbare Artikel verwendet worden und hat sich als bioverträglich erwiesen, d.h. es erzeugt keinerlei Entzündungen im Gewebe des Wirtes. Das bevorzugt zu verwendende Material wird von der Firma Du Pont Co. unter der Bezeichnung Teflon TFE vertrieben. Hochreines Aluminiumoxidpulver (Typ RC-HP-DBM) hat sich ebenfalls als biokompatibel erwiesen und wurde von der Firma Malakoff Industries, Richmond, Virginia 23261 geliefert. Dieses Produkt weist die gewünschte Teilchengrösse von etwa 0,5 bis 1,5 Mikron auf.
Bei implantierbaren Materialien hat die relative Oberflächenenergie oder Benetzbarkeit einen Einfluss auf die Art und Weise, mit der das Gewebe reagiert. Eine Anlagerung von Gewebeelementen an die Oberfläche eines implantierten Materials wird wesentlich vermindert, wenn die Oberflächenenergie verkleinert oder die Benetzbarkeit reduziert wird. Solche Materialien mit niedriger Oberflächenenergie werden allgemein im faserigen Gewebe eingeschlossen.
Da das Polytetrafluorethylen (nachstehend als PTFE abgekürzt) eine niedrige Oberflächenenergie aufweist, wird das Einwachsen in normales Körpergewebe begünstigt, wenn die Oberflächenenergie vergrössert werden kann. Für ein solches Einwachsen sollte die Zusammensetzung des Materials einen bedeutenden Leerraumanteil aufweisen.
Es ist bekannt, dass Gewebeelemente mit Zellstruktur eine elektrische Polarität zeigen. Demgemäss wird ein elektrostatisches Anhaften von zellhaltigen Elementen an der Oberfläche eines implantierten Materials auf ein Minimum reduziert, wenn das implantierte Material selbst eine sehr niedrige Oberflächenenergie zeigt (eine niedrige kritische Oberflächenspannung), d.h. elektrostatische Anziehungskraft. Die implantierbaren Erzeugnisse des Standes der Technik haben den Vorteil der Bioverträglichkeit von PTFE-Material und der Polymereigenschaften dieses Materials ausgenutzt, wenn diese Materialien zur Entwicklung hochporöser Strukturen dienen sollen, und es wurde gleichzeitig die Wünschbarkeit erkannt, das Einwachsen ins Gewebe und das Anhaften am implantierten Material zu begünstigen, indem wesentliche Mengen an Aluminiumoxid eingebracht wurden, dessen Teilchen eine grosse Oberfläche besitzen, wodurch eine relativ hohe Oberflächenenergie für eine elektrostatische Anziehung von Gewebeelementen ausgebildet wurde. Bei der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird dies durch Einarbeiten wesentlicher Mengen an Aluminiumoxid mit einer Oberflächenspannung in der Grössenordnung von 50 mN/m erzielt. Auf diese Weise wird eine Implantatstruktur geschaffen, welche gegenüber zellhaltigen Gebilden und Gewebeelementen einen wesentlichen Prozentsatz einer Oberfläche anbietet, die eine relativ hohe kritische Oberflächenspannung aufweist.
Die bevorzugte Zusammensetzung des Materials der vorliegenden Erfindung wird dadurch hergestellt, dass man in den nachstehend angegebenen Mengenverhältnissen Aluminiumoxidteilchen und PTFE sowohl als Teilchen als auch als Fasern vermischt. Die bevorzugten Mengenverhältnisse von PTFE-Fasern zum Kunstharz liegen vorzugsweise oberhalb 1:2 und unterhalb 2:1. Die PTFE-Fasern, welche bevorzugt werden, haben eine Stranglänge bis zu etwa 5 cm.
Um bei der Bildung des bevorzugten Leerraumes behilflich zu sein, wird zur obigen Mischung ein Material zugegeben, das in einem geeigneten Lösungsmittel löslich ist, und zwar in einer Menge, welche den gewünschten Anteil an Leerraum im Material erzeugt, vorzugsweise im Bereich von 70 bis 87% des Volumens der fertigen Mischung. Falls Wasser als Lösungsmittel einwirkt, kann als lösliches Material ein gewöhnlicher Stoff wie Natriumchloridkristalle mit einer Teilchengrösse im engen Bereich zwischen 150 und 300 μm verwendet werden.
Alternativ können andere Kombinationen aus löslichem Material und Lösungsmittel eingesetzt werden. Wenn beispielsweise Wasser das Lösungsmittel ist, können lösliche Materialien aus allen wasserlöslichen Salzen gewählt werden, die bis zu Temperaturen von etwa 370°C thermisch stabil sind. Solche Salze sind beispielsweise Natriumcarbonat, Calciumfluorid, Magnesiumsulfat und andere. Es wird im allgemeinen bevorzugt, das System aus Wasser und Natriumchlorid zu verwenden, da Natriumchlorid im Körper vollständig verträglich ist, falls nach dem Auslaugen geringe Mengen im Material verbleiben, welches nachstehend beschrieben wird.
Eine typische Formulierung enthält 80% Natriumchlorid im engen Teilchengrössenbereich von 150 bis 300 Mikron, 1,13 Vol.-% Aluminiumoxidteilchen, 10 Vol-% PTFE-Kunstharzfasern und 8,6 Vol.-% PTFE-Kunstharzteilchen.
Die Schritte, die bei der Herstellung dieser Materialien vorgenommen werden, sind die folgenden:

a) Gemischbildung: Bei diesem Schritt werden das Polymer, das Aluminiumoxid und die löslichen Zusätze in einem geeigneten organischen Lö sungsmittel suspendiert, beispielsweise in einem gereinigten isoparafinischen Lösungsmittel. Es wird bevorzugt, dass der Aromatengehalt eines derartigen Lösungsmittels weniger als 1 Gew.-% beträgt. Die gebildete Aufschlämmung wird mit sehr hoher Geschwindigkeit in einem Mischer mit grosser Scherkraft zerteilt, beispielsweise einem Mischgerät nach Waring. Das Verhältnis von Lösungsmittel zu trockenen Bestandteilen ist wichtig und muss an die Grösse des verwendeten Mischgerätes angepasst werden. Das Gesamtvolumen unseres Mischgerätes beträgt 1000 ml, und es werden 500 ml Lösungsmittel zusammen mit 100 bis 150 g an trockenen Bestandteilen eingesetzt. Das Vermischen wird zwischen 1 und 5 Minuten ausgeführt, je nach den verwendeten Bestandteilen.
b) Filtration: Die vermischte Aufschlämmung wird schnell auf ein Vakuumfilter gegossen, beispielsweise einen Büchnertrichter, und die Filtration dauert zwischen einigen Sekunden und mehreren Minuten, je nach den verwendeten Bestandteilen. Das im Filterkuchen verbleibende restliche Lösungsmittel wird sorgfältig überwacht, damit dessen Menge weniger als etwa 20 Gew.-% ausmacht.
c) Kompression: Der Filterkuchen aus Schritt (b) wird zwischen die Platten einer erwärmten Presse (50°C bis 80°C) gebracht, und eine Kompression wird mit Drücken von 3,45 × 10⁵ Pa bis 2,07 × 10⁷ Pa zwischen 1 und 5 Minuten angelegt, was wiederum von den jeweiligen Bestandteilen abhängt. Das anwesende restliche Lösungsmittel im Filterkuchen, das nach der Kompression verbleibt, wird routinemässig überwacht, und die Bedingungen werden so eingestellt, dass die Menge des Lösungsmittels zwischen 6 und 16 Gew.-% liegt.
d) Walzen: Der im Schritt (c) erhaltene komprimierte Filterkuchen wird durch den Walzenspalt erhitzter Walzen geleitet, so dass die Dicke des Kuchens in Schritten von etwa 0,05 cm vermindert wird, bis die Dicke 1,5 bis 1,0 mm beträgt. Die Temperatur der erwärmten Walzen sollte im Bereich von 38°C bis 138°C liegen. Walzen mit einer Temperatur in diesem Temperaturbereich sind erforderlich, um eine Verdampfung des Trägerlösungsmittels zu unterstützen. Weiterhin wird in diesem Schritt jeder Durchgang durch die Rollen senkrecht zur Richtung des vorhergehenden Walzvorganges vorgenommen.
e) Trocknen: Das fertiggestellte Material wird getrocknet, um jegliches restliches Lösungsmittel zu verdampfen, indem man es in einen Ofen bringt, der bei einer Temperatur zwischen 150 und 177°C gehalten wird, und zwar üblicherweise während etwa 8 Stunden.
f) Sintern: Das getrocknete Material wird nun gesintert. Das Sintern wird in einer Heisspresse bei Temperaturen zwischen 320°C und 360°F(C) und einem Druck zwischen 3,45 × 10⁵ bis 3,45 × 10⁷ Pa während 1 bis 30 Minuten, je nach der Dicke des Materials, ausgeführt. Alternativ kann die Sinterung ausgeführt werden, indem man das Ausgangsmaterial während einer Zeitdauer, die sich über mehrere Stunden erstrecken kann, auf Temperaturen zwischen 320°C und 360°C erhitzt.
f') Sandstrahlen (Option): Dieser Schritt wird zwecks Erhalt der gewünschten Dicke des Blattes des Materials von vorzugsweise 0,4 bis 0,5 mm ausgeführt.
f'') Zweites Sintern (Option): Unter den gleichen Bedingungen wie Stufe f.
g) Auslaugen: Das Material wird ausgelaugt, um das wasserlösliche Füllmaterial aufzulösen, indem man das Material in einen Behälter bringt, welcher gereinigtes Wasser enthält, wobei sich ein bestimmtes Volumen und eine bestimmte Porosität entwickeln. Das gereinigte Wasser wird mit einer kleinen Strömungsgeschwindigkeit durch diesen Behälter geführt, um die grösste Triebkraft einer Diffusion des gelösten Füllmaterials aus dem Blatt in das auslaugende Wasser zu erhalten. Das Auslaugen lässt man normalerweise für eine Zeitdauer von 48 bis 96 Stunden ablaufen, je nach der Dicke des Produktes (0,4 bis 10 mm). Eine längere Zeitdauer ist wahrscheinlich für noch dickeres Material erforderlich. Es wird bevorzugt, das gereinigte Wasser anzuwärmen, um die Auflösungsgeschwindigkeit des Salzes zu erhöhen.
h) Trocknen: Das ausgelaugte Material wird dann in einen Ofen gebracht, der auf einer Temperatur zwischen etwa 71°C und 177°C gehalten wird, um das im Blattmaterial verbleibende restliche Wasser abzutrocknen. Dieser Trocknungsschritt kann darin bestehen, dass man das Material 24 Stunden bei 150°C hält, um jegliches restliches Lösungsmittel zu verdampfen.

Das Material, welches bei den oben beschriebenen Schritten erhalten wird, zeigt verschiedene wichtige Eigenschaften, welche für das Einwachsen in Gewebe bedeutsam sind. Beim Schritt des Auslaugens werden Hohlräume im Material erzeugt. Der enge Bereich der Teilchengrösse des flüchtigen Salzes ist für die überraschende Verbesserung der mechanischen Eigenschaften des Materials verantwortlich. Ein Anteil der Hohlräume besitzt eine Kugelform, da diese Hohlräume durch Auslaugen jeweils eines kugelförmigen Natriumchlorid-Kristalls aus dem Material gebildet werden. Zusätzlich entwickelt das Material, welches wie beschrieben hergestellt wird, ebenfalls dendritische Hohlräume, welche unregelmässig mit den kugelförmigen Hohlräumen verbunden sind, wodurch eine besonders wirksame offene Struktur für den Eintritt und den Austritt von Körperflüssigkeiten geschaffen wird, die zur Entwicklung und zur Reife von Gewebe in den Hohlräumen erforderlich ist. Die Festigkeit eines Materials in Form eines Blattes mit einer Dicke von 0,4 bis 0,5 mm beträgt etwa 300 N/cm².
Weiterhin zeigt das Material, welches diese Hohlräume unmittelbar umgibt, teilweise die relativ hohe Oberflächenspannung der Aluminiumoxidteilchen, die sich mit der Oberfläche der Kunstharzfasern aus PTFE verbunden haben, wobei diese Fasern durch die Kunstharzteilchen aus PTFE miteinander verbunden sind; es ist ein Material entstanden, welches die erforderliche strukturelle Integrität aufweist, nachdem das lösliche Material durch das Auslaugen entfernt worden ist.
Es wird angenommen, dass das Gewebe bei der Entwicklung und Reifung von Gewebe in derartigen Hohlräumen nicht so anfällig für Infektionen wie die Implantate des Standes der Technik ist, da eine wesentliche Blutzufuhr entwickelt wird, um die normalen Körperfunktionen zur Bekämpfung von Infektionen, die in diesem Material aktiviert werden, zu ermöglichen. In früheren Materialien für Implantate erfordert das Auftreten einer Infektion in Verbindung mit einer implantierten Vorrichtung im allgemeinen das Herausoperieren der Vor richtung, wenn der normale Körpermechanismus zum Bekämpfen von Infektionen nicht in der Lage ist, das infizierte Gebiet zu erreichen.
Wegen der Elastizität und der Dehnbarkeit dieser Materialzusammensetzung sind zusätzlich die Gewebe, welche sich im Material entwickeln, den normalen mechanischen Kräften an der Implantatstelle unterworfen, die zur Bildung der Gewebeart beitragen, die an dieser Stelle erforderlich ist.
Wegen ihrer erhöhten Festigkeit und wegen der Begünstigung des Einwachsens von normalem Körpergewebe können die verbesserten Materialzusammensetzungen für ein grösseres Anwendungsgebiet vorgesehen werden: Verstärkung zur Behebung von Defekten im weichen Gewebe und Vergrösserung von weichem Gewebe, Vergrösserung von hartem Gewebe und teilweise oder vollständige Gelenkprothesen, Geburtenregelung durch vas deferens oder Blockierung des Falopian-Kanals durch implantiertes Material, Befestigung und Ersatz von Sehnen- und Ligamentprothesen sowie andere Implantationsverfahren.
Es wurde gefunden, dass dieses grössere Anwendungsgebiet dadurch möglich ist, dass das enge Teilchengrössengebiet des löslichen Füllmaterials mit unterschiedlichen Mengen der anderen Bestandteile kombiniert wird. Beispielsweise wird die Kombination von Aluminiumoxid und PTFE derart angepasst, dass ein Gleichgewicht aus mechanischem Verhalten und Oberflächenenergie erreicht wird.
Bei der Herstellung des Materials wird das Auswalzen fortgesetzt, bis die Dicke des Materials in der Grössenordnung von 1,0 bis 1,5 mm liegt, wodurch eine höchstmögliche Festigkeit erreicht wird. Falls ein dickeres Material gewünscht wird, insbesondere zur Vergrösserung des weichen Gewebes, so kann dies dadurch erreicht werden, dass man die oben beschriebenen Schritte (a), (b), (c), (d) und (e) ausführt und dann das getrocknete Material bis zum gewünschten Mehrfachen der Dicke eines Einzelblattes übereinander schichtet. Die geschichteten Lagen werden zwischen Aluminiumfolien gebracht und zwischen die Platten einer Presse geschoben, die auf einer Temperatur zwischen 327°C bis 366°C gehalten werden. Dann wird nach und nach im Verlaufe von einer Sekunde bis zwei Minuten, je nach der Fläche des Laminats, der Druck bis zu einem Enddruck von 6,81 × 10⁶ Pa erhöht. Dieser Enddruck wird während einer Zeit, die gleich der Anzahl der Schichten mal 5 Minuten ist, aufrecht erhalten, und dieser Zeitraum sollte 15 Minuten nicht notwendigerweise überschreiten. Das laminierte Material wird dann ausgelaugt und getrocknet, wie es oben in den Schritten (g) und (h) beschrieben ist.
Spezifische bevorzugte Formulierungen schliessen die folgenden Formulierungen ein, von denen alle mit dem genannten flüchtigen Bestandteil, nämlich Natriumchlorid, mit einer engen Teilchengrössenverteilung von 150 bis 300 μm hergestellt werden:
Es wurde gefunden, dass die Formulierung A zum Ersatz von weichem Gewebe zweckmässig ist, beispielsweise in einer Rekonstruktion nach einer Mastektomie, wobei die gewünschte Form der Rekonstruktion aus dem Material der Formulierung A, wie oben beschrieben, gebildet wird; diese Formulierung hat sich ebenfalls bei der Vergrösserung des weichen Gewebes des Wangenbereiches als wirksam erwiesen. Das Material schafft eine ausreichende natürliche ästhetische weiche Struktur und wird infolge des Einwachsens von Gewebe an der Implantationsstelle festgehalten.
Die Formulierung B findet ihre Anwendung zur Verstärkung von repariertem Gewebe, beispielsweise bei der Reparatur von Gewebebrüchen, Unterleibsschnitten, Reapproximation von Brustfell und zum Verschliessen von Schäden, wie der Ersatz der dura mater über dem Gehirn und bei bestimmten chirurgischen Eingriffen an der Hand und am Handgelenk, wobei das Material als eine Zwischenlage zwischen aneinander gleitenden Gewebestrukturen wirkt. Bei den letzteren beiden Anwendungen kann das Material in Form eines Laminates an einem geeigneten Polymer oder Elastomer verwendet werden. Es kann ebenfalls zwecks Verstärkung bestimmter reparierter Gewebe in Sandwich-Konstruktionen mit geeigneten metallischen Geweben eingesetzt werden. Diese Formulierung schafft die erforderliche Zugfestigkeit bei Blattstärken, die nur etwa 0,4 mm betragen.
Die Formulierung C kann hauptsächlich zur Erhöhung des Profils von Gesichtsknochen verwendet werden, wo sie als eine Auflage an der Stelle der Profilstörung implantiert wird.
Die oben genannten Bestandteile wurden in etwa 700 ml eines isoparaffinischen Lösungsmittels suspendiert und in einem Waringmischer 1 bis 2 Minuten lang vermischt. Die vermischten Bestandteile wurden schnell auf einen Büchnertrichter gegossen, und es wurde etwa 1 Minute lang abgesaugt. Der dadurch erhaltene Filterkuchen wurde zwischen die Platten einer (auf 66°C) erwärmten Presse gebracht und 1 Minute lang mit einem Druck von 3,45 × 10⁶ Pa komprimiert. Die Menge an isoparaffinischem Lösungsmittel im Produkt wurde bei diesem Schritt zu 11,5 Gew.-% gemessen. Das Produkt wurde dann nach dem Verfahren verwalzt, welches oben unter dem Schritt (d) beschrieben ist, wobei die Walzentemperatur 41°C betrug. Das gewalzte Material wurde 8 Stunden bei 150°C getrocknet und dann durch Kompression unter einem Druck von 3,45 × 10⁶ Pa während 6 Minuten bei 350°C gesintert. Dieses Produkt ist nun nach der betreffenden Beschreibung zur Weiterverarbeitung zu Fertigprodukten geeignet. Ein Beispiel ist die Laminierung an ein fluoriertes Ethylen-Propylen-Polymer in einer auf 300°C erhitzten Plattenpresse während 5 Minuten unter einem Druck von 6,9 × 10⁴ Pa.
Während in der vorstehenden Beschreibung die bevorzugte Materialzusammensetzung der vorliegenden Erfindung vorgestellt wurde, können auch andere Materialien verwendet werden. Jedes beliebige chemisch stabile perfluorierte Hochpolymer, beispielsweise Polyhexafluorpropylen oder ein Copolymer aus Hexafluorpropylen und Tetrafluorethylen, welches unter der Bezeichnung TEFLON FEP von der Firma Du Pont handelsüblich ist, kann als geeignetes Grundmaterial eingesetzt werden, aus dem ein poröses implantierba res Material gebildet werden kann. Andere geeignete Materialien sind hochmolekulare Polyethylene, welche keine Additive enthalten, und Polyesterpolymere wie Polyethylen-terephthalat. Die zu verwendenden bevorzugten Materialien haben die folgenden Eigenschaften: Sie sind biokompatibel (geeignet für eine Implantation in vivo), sie zeigen keinerlei chemische Migration nach dem Implantieren, sie sind stabil bei der Sterilisierung im Autoklaven, sie gestatten die Entwicklung einer Porosität zum Einwachsen, und sie sind elastisch.
Es können beispielsweise Polyesterfasern verwendet werden, die von der Firma Du Pont Co. unter der Handelsbezeichnung DACRON vertrieben werden. Eine typische Formulierung enthält 4,5 g Graphitfasern, 2,52 g der oben genannten Faserflocken aus Polyester, 2,76 g des Kunstharzes TEFLON TFE-6 und 52,1 g Salz. Diese Formulierung wurde gemischt, filtriert und in Übereinstimmung mit den oben beschriebenen Schritten weiterverarbeitet, mit der Abweichung, dass während 1 Minute eine Kompressionssinterung bei 276°C vorgenommen wurde.
Während es bevorzugt ist, dass das Additiv aus Aluminiumoxidteilchen besteht, kann eine Kombination von faserförmigem mit pulverförmigem Kohlenstoff oder Metall (ein Metall, das zur Implantation geeignet ist) oder anderen Fasern wie keramischen Fasern als Additiv verwendet werden, unter der Voraussetzung, dass die innere Oberflächenspannung des Materials ausreichend hoch bleibt, damit es vom Blut stark benetzt werden kann und dadurch für ein Einwachsen von Geweben geeignet ist.
Es folgen nun Beispiele anderer Materialzusammensetzungen der vorliegenden Erfindung.
Die Fasern aus Zirkoniumoxid wurden von der Mond Division der Firma Imperial Chemical Industries erhalten, wo sie unter dem Handelsnamen SAFFIL vertrieben werden. Sie bestehen aus Zirkoniumoxid. Der Durchmesser der Fasern beträgt 3 ± 2 Mikron.
Die verwendeten Fasern aus Aluminiumoxid waren Aluminiumoxidfasern der Marke SAFFIL.
Die Einkristall-Fasern (Whiskers) aus Siliciumcarbid und Aluminiumoxid können von der Firma General Technology Corporation in Reston, VA, als Typ 6B erhalten werden und haben einen Durchmesser im Bereich von 2 bis 30 μm und eine Länge zwischen 20 und 1000 μm.
Der verwendete Draht aus rostfreiem Stahl hatte eine Länge von ungefähr 1/4 Zoll (5 bis 6 mm) und einen Durchmesser von 0,005 Zoll (0,127 mm).
Die Fasern aus Polytetrafluorethylen, Polyester und Polyaramid wurden von der Firma Du Pont Company of Wilmington, DEL., unter den Handelsmarken Teflon, Dacron bzw. Nomex bezogen.
Es wurde weiterhin gefunden, dass bei den obigen Zusammensetzungen mit Polyester und Polyaramid eine besonders starke Mischarbeit angewendet wurde, um eine vollständige Vermischung der Komponenten zu erzielen und eine Herstellungszusammensetzung zu vermeiden, bei der nicht alle Fasern vollständig in die Struktur integriert waren. Um dieses besonders starke Vermischen zu vermeiden, wurde die folgende Zusammensetzung erzeugt:
Wie aus der Tabelle hervorgeht, ist diese Zusammensetzung praktisch die gleiche wie die vorstehend beschriebene Formulierung, wobei jedoch Polytetrafluorethylen-Kunstharz zugegeben wurde. Es wird angenommen, dass dieses Kunstharz als Mischzusatz dient, welcher ein mechanisches Vermischen der Polyesterfasern und der Aluminiumoxidteilchen und ihre Vereinigung mit dem Salz und einem flüssigen organischen Lösungsmittel vermittelt, wobei eine praktisch homogene Mischung entsteht. Obschon verbesserte Formulierungen auch ohne die Verwendung solcher Mischzusätze erzeugt werden können, erleichtern diese Zusätze bedeutend die Herstellung einer geeigneten Zusammensetzung.
Auch wurde anstelle des Polytetrafluorethylens ein hochmolekulares Polyethylen-Kunstharz wie beispielsweise das Kunstharz, das unter dem Handelsnamen Hyfax 1900 von der Firma Hercules, Inc. In Wilmington, DEL., vertrieben wird, zusammen mit den Polyester- und den Polyaramidfasern als verstärkender Zusatz verwendet. Solche Zusammensetzungen wurden bei einer Temperatur von 232°C gesintert.
Aus dem Vorstehenden kann entnommen werden, dass die verbesserten Zusammensetzungen der vorliegenden Erfindung aus vielen verschiedenen Materialien hergestellt werden können, unter der Voraussetzung, dass solche Materialien biokompatibel sind, dass ein flüchtiger Bestandteil (Salz) mit einem Teilchengrössenbereich von 150 bis 300 Mikron verwendet wird, und dass eine faserige poröse Struktur erhalten werden kann, bei der mindestens ein Teil der Fasern eine kritische Oberflächenspannung innerhalb des bevorzugten Bereichs aufweist, so dass sie für Blut benetzbar sind und dadurch die Erleichterung des Einwachsens lebenden Gewebes sichern, wenn sie in einem menschlichen Körper implantiert werden.
Die Zusammensetzung enthält einen Bestandteil (beispielsweise Aluminiumoxidteilchen), welcher die erhöhte kritische Oberflächenspannung liefert, sowie Polymerfasern, die zusammen mit einem geeigneten flüchtigen Material wie einem Salz zu einer biegsamen, elastischen und festen porösen Zusammensetzung verbunden werden, wobei das flüchtige Material den geregel ten Anteil und die Grösse der Porosität liefert, indem es am Anfang in die Struktur eingearbeitet und nach dem Sintern aus dieser wieder herausgelöst wird.
Wie gezeigt werden konnte, können die Komponenten, welche die Benetzbarkeit für Körperflüssigkeiten sichern, aus der Gruppe teilchenförmiger oder faseriger biokompatibler Materialien ausgewählt werden, und sind beispielsweise glasiger Kohlenstoff, rostfreier Stahl, Siliciumkarbid, keramische Stoffe wie Aluminiumoxid, tribasisches Calciumphosphat und Zirkonoxid, sowie andere Materialien, welche biokompatibel sind, unter der Voraussetzung, dass sie die erforderliche hohe kritische Oberflächenspannung aufweisen und unter annehmbaren Bedingungen sterilisierbar sind.
Der Binder kann ein Polytetrafluorethylen, ein Polyester, ein Polyethylen, ein Polyaramid oder auch ein anderes Material sein, das biokompatibel ist, die Fasermaterialien miteinander verbindet, sowie in Übereinstimmung mit annehmbaren Verfahren im Operationsbereich sterilisierbar ist.
Die verbesserte Stoffzusammensetzung der vorliegenden Erfindung bildet eine dreidimensionale Struktur, die im wesentlichen isotrop ist, d.h. praktisch gleichförmige Eigenschaften in allen drei Dimensionen aufweist. Die Stoffzusammensetzung besitzt weiterhin eine ausreichende Elastizität und Dehnbarkeit, so dass nach dem Implantieren die darin wachsenden Gewebe den Kräften an der Implantationsstelle unterworfen sind und die Tendenz haben, sich mit derjenigen Art von Gewebe zu verbinden, die an einer solchen Stelle in Abhängigkeit von solchen Kräften gebraucht wird.
Bei allen oben beschriebenen Zusammensetzungen, welche von der bevorzugten Zusammensetzung abweichen, wurden die vorstehend beschriebenen Schritte beim Verfahren zur Herstellung der bevorzugten Zusammensetzungen ausgeführt, wobei nur eine Veränderung der Temperatur zwecks Anpassung an die verschiedenen Bindematerialien vorgenommen wurde. Beispielsweise betragen die Sintertemperaturen für den Polyester als Bindematerial etwa 345°C, wenn Polyaramidfasern vorhanden sind.
Die Stabilisierung orthopädischer Anwendungen kann dadurch erzielt werden, dass man das erfindungsgemässe Material am Befestigungsteil der Prothese anbringt. Ein typisches Beispiel dieser Stabilisierung ist die Verbindung des Materials zur Begünstigung eines Einwachsens mit dem Schaft einer Prothese des Oberschenkelgelenkkopfes. Auch können solche Materialien in die konvexe Oberfläche einer Prothese der Hüftknochenpfanne eingearbeitet werden. Die Verbindung mit einer metallischen Prothese kann vorzugsweise über eine dünne Schicht von fluoriertem Ethylenpropylen (Du Pont, TEFLON FEP) an das Material vorgenommen werden, bevor der Hauptanteil des Salzes daraus herausgelöst wurde. Das kann dadurch geschehen, dass man das Material eine kurze Zeit auf destilliertem Wasser schwimmen lässt, um sicherzustellen, dass sich das Bindemittel mit der Stoffzusammensetzung vereinigt. Eine solche Bindemittelschicht erzeugt die Bindung an die Metallprothese.
Es wird bevorzugt, die Materialien der vorliegenden Erfindung mit einem Artikel aus Metall oder Polymer oder mit einem geeigneten Verschleissmaterial zu verbinden, indem für eine Bindung des Bindematerials an das Substrat eine geeignete Form zur Erzeugung des notwendigen Druckes und der erforderlichen Temperatur verwendet wird. Nach dem Verformen wird das Salz aus den Materialien durch Eintauchen der Prothese in gereinigtes Wasser ausgelaugt.
Zwecks Verformung des wachstumsbegünstigenden Materials zu speziellen Formen wird bevorzugt, dass das Ausgangsmaterial vor dem Sintern unter Druck und bei Temperaturen bis zu 204°C verformt wird. Um die Anatomie resezierter Knochengelenke und von entferntem Gewebe zu imitieren, können komplexe Formen erzeugt werden.
Die Stabilisierung orthopädischer Artikel mit dem das Einwachsen begünstigenden Material beruht auf dem Einwachsen von Gewebe in das Material und nicht etwa auf einer Maskierung des Artikels. Implantate in Tiere haben gezeigt, dass sich während der dritten, vierten und fünften Woche loses, unreifes Collagen überall im Material (3000 μm in radialer Dimension) entwickelt. Gleichzeitig wurde festgestellt, dass sich dichtes, reifes Collagen aus der Peripherie des Implantats in Richtung des Mittelbereiches entwickelt hatte. Es be steht daher eine sichere Tendenz, dass sich die Tiefe des reifen Collagens nach der Implantation mit der Zeit verstärkt. Es scheint, dass die relativ schnelle Entwicklung von losem, unreifem Collagen in situ als unmittelbare Folge der Hämatome fortschreitet, die sich in den implantierten Materialien bei der Implantation nicht vermeiden lassen.
Solche tierischen Implantate zeigen linear Entwicklungsgeschwindigkeiten von reifem Collagen zwischen 40 und 120 μm pro Woche.
Teilweise und vollständige Gelenkprothesen sind möglicherweise durch die Verwendung der verbesserten Stoffzusammensetzungen der vorliegenden Erfindung zu erhalten. Die Baublöcke solcher zusammengesetzter Strukturen enthalten die Stoffzusammensetzung, welche im Vorstehenden als Bindematerial beschrieben wurde, beispielsweise das Produkt TEFLON FEP von Du Pont, metallische Prothesenteile, und ein Verschleissmaterial wie das Produkt TEFLON TFE von Du Pont mit einem inerten Material und faserigen Materialien, wie nachstehend beschrieben wird.
Mit diesen Baublöcken kann das wachstumsbeschleunigende Material der vorliegenden Erfindung üblichen metallischen Prothesen zur Stabilisierung solcher Artikel zugegeben werden und kann zusammen mit anderem Material für einen teilweisen und vollständigen Ersatz von Gelenken verwendet werden. Typische Beispiele einer stabilisierenden Verwendung solcher Materialien sind eine Oberschenkelkopfprothese, bei der das wachstumsbeschleunigende Material an den Schaft der Metallprothese gebunden ist. Eine Prothese der Hüftgelenkpfanne, bei der das wachstumsfördernde Material mit der konvexen Seite der Prothese verbunden ist, wäre eine weitere Art einer Vorrichtung, die durch das Wachstum von Gewebe in das Material stabilisiert wird, welches mit der Pfanne verbunden ist. Eine weitere mögliche Verwendung des wachstumsfördernden Materials zur Stabilisierung könnte bei Gebissen aus einem einzigen Zahn oder mehreren Zähnen vorliegen, die gegenüber dem Zahnfleisch und dem Kieferknochen stabilisiert sind.
Eine partielle Gelenkprothese kann an einem Knie erhalten werden, indem man das wachstumsfördernde Material nach der minimal erforderlichen Resektion auf der Kniescheibe anbringt, wobei das Verschleissmaterial (was nachstehend beschrieben wird) unter Verwendung von üblichen Bindemitteln oben auf das wachstumsfördernde Material aufgebracht wird. Diese laminierte Struktur wird auf geeignete Weise an Ort und Stelle gehalten, beispielsweise indem man das wachstumsfördernde Material bis über die Gelenkfläche hinaus sowohl seitlich als auch im Mitelbereich zwecks Vernähen an der Stelle des Implantats überstehen lässt. Ein ähnliches Implantat am Oberschenkelbereich des Kniegelenkes, das zum Schienbeinimplantat passt, kann eingesetzt werden, wobei eine vollständige Gelenkprothese entsteht.
Bei teilweisen oder vollständigen Gelenkprothesen ist es wichtig, dass die implantierte Vorrichtung eine gleichförmige Befestigung, passende Friktions- und Verschleisseigenschaften und ungefähr die Ausdehnung und die Festigkeit des resezierten Gewebes aufweist. Sämtliche Materialien sollten biokompatibel sein, keine chemische Wanderung zeigen, wenn sie implantiert sind, und zur Sterilisierung im Autoklaven stabil sein. Die zusammengesetzte Struktur für eine teilweise oder vollständige Gelenkprothese sollte ungefähr die Elastizität des normalen Gelenkes besitzen. Wenn eine zusätzliche Elastizität gewünscht wird, kann eine Schicht aus Silikonkautschuk mit medizinischer Reinheit zwischen dem wachstumsfördernden Material und dem Verschleissmaterial angeordnet werden.
Eine weitere mögliche Verwendung des wachstumsfördernden Materials gemäss der vorliegende Erfindung zwecks Implantation in Menschen sind prosthetische Sehnen. Bei solchen prosthetischen Sehnen wird das wachstumsfördernde Material mit den Enden eines gestreckten Organs mit geeigneten mechanischen Eigenschaften und Oberflächeneigenschaften und von ungefähr der Länge der zu ersetzenden Sehne verbunden. Ein geeignetes Konstruktionsorgan ist in der Patentschrift US 4'445'690 geoffenbart. Das wachstumsfördernde Material an den Enden dient zur Bildung des Stumpfes der entfernten Sehne nahe an dem Punkt, bei dem die Sehne mit einem Ende in den Muskel eintritt und sich mit dem anderen Ende am Knochen verbindet.
Eine Massnahme bei der Verwendung des wachstumsfördernden Materials, die seine Verwendung erleichtert, wenn es mit anderen Materialien zu verbinden ist, besteht darin, das Salz im Material lediglich an der Oberfläche herauszulösen, welche zu verbinden ist, bis die Verbindung vollständig ist. Diese oberflächliche Auslaugung wurde dadurch erzielt, dass man das ebene Material, welches das Salz enthält, während einer kurzen Zeit auf destilliertem Wasser schwimmen lässt, beispielsweise 20 Minuten lang. Die Bindung wird dann ausgeführt, sowie eine etwaige Verformung, die an der laminierten Struktur nötig ist, um sie zur Implantation vorzubereiten. Wenn diese Verformung vollständig ist, wird der Rest des Salzes aus dem Material herausgelöst.
Bevorzugte Zusammensetzungen von Verschleissmaterialien zur Implantation sind in den USA-Patentschriften Nr. 4'188'532 und 4'209'480 beschrieben worden. Das verbesserte wachstumsfördernde Material der vorliegenden Erfindung enthält Bestandteile mit einer Oberflächenspannung oberhalb 3,5 × 10^–4 N/cm in einem Bereich, der sich von 2 bis 8 × 10^–4 N/cm erstreckt.

Claims

Biokompatibles Material, welches zur Implantation in vivo geeignet ist, enthaltend: Fasern oder Teilchen, von denen zumindest ein Teil eine kritische Oberflächenspannung oberhalb 35 mN/m nach einer Skala, die von 20 bis 80 mN/m reicht, besitzt; und ein Mittel zum Verbinden der Fasern oder Teilchen, worin die verbundenen Fasern oder Teilchen eine poröse Struktur definieren, deren Poren eine Grösse von 150 μm bis 300 μm aufweisen, wodurch dem biokompatiblen Material eine verbesserte Zugfestigkeit verliehen wird, und wobei das biokompatible Material in Form eines Blattes mit einer Dicke von 1,0 mm oder darunter vorliegt.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem das biokompatible Material als Blatt mit einer Dicke von weniger als 0,8 mm vorliegt.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem das biokompatible Material als Blatt mit einer Dicke von 0,39 bis 0,96 mm vorliegt.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem das biokompatible Material als Blatt mit einer Dicke von 0,4 bis 0,5 mm vorliegt.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem die Fasern oder Teilchen ein Material ausgewählt aus rostfreiem Stahl, Siliciumcarbid, Aluminiumoxid und Zirkoniumoxid enthalten.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem das Bindemittel ein Material ausgewählt aus einem fluorierten Ethylenoxypropypen- Polymer, einem perfluoriertem Polymer, einem Polyethylen, einem Polyester und einem Polyamid ist.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem die poröse Struktur sowohl sphärische als auch dendritische Hohlräume enthält, die miteinander verbunden sind.
Biokompatibles laminiertes Material, enthaltend das biokompatible Material gemäss Anspruch 1 und ein Verschleissmaterial, das an eine Oberfläche des biokompatiblen Materials gebunden ist.
Biokompatibles laminiertes Material nach Anspruch 8, bei dem das Verschleissmaterial Kohlenstofffasern und ein mit den Kohlenstofffasern versintertes Polytetrafluorethylen enthält.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem die Fasern oder Teilchen Aluminiumoxid enthalten und das Bindemittel Teilchen oder Fasern aus Polytetrafluorethylenharz enthält.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem das Volumen der Fasern oder der Teilchen des Aluminiumoxids zwischen 0,5% und 2,5% des Volumens des biokompatiblen Materials, das Volumen der Fasern aus Polytetrafluorethylen zwischen 5% und 20% des Volumens des biokompatiblen Materials, das Volumen der Teilchen aus Polytetrafluorethylenharz zwischen 5% und 15% des Volumens des biokompatiblen Materials beträgt, und worin im biokompatiblen Material ein auslaugfähiges oder lösliches Material mit einer Teilchengrösse von 150 bis 300 μm in einer Volumenmenge zwischen 62,5% und 89,5% des Volumens des biokompatiblen Materials vorhanden ist.
Biokompatibles Material nach Anspruch 11, bei dem das Volumen der Aluminiumoxidfasern oder -teilchen 1,13% des Volumens des biokompatiblen Materials, das Volumen der Fasern aus Polytetrafluorethylen 10% des Volumens des biokompatiblen Materials, das Volumen der Teilchen aus Polytetrafluorethylenharz 8,6% des Volumens des biokompatiblen Materials und das auslaugbare oder lösliche Material 80% des Volumens des biokompatiblen Materials beträgt.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem die vom Bindemittel ausgeübte Bindung an verhältnismässig kleinen Stellen vorhanden ist, so dass wesentliche Bereiche der Oberfläche der Fasern oder Teilchen exponiert sind.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem die poröse Struktur Hohlräume aufweist und das Volumen dieser Hohlräume 70% bis 82% des Volumens des biokompatiblen Materials beträgt.
Biokompatibles Material nach Anspruch 1, bei dem die poröse Struktur Hohlräume aufweist und das Volumen dieser Hohlräume 82% bis 87% des Volumens des biokompatiblen Materials beträgt.