Die Behandlung der Gesichtsschädel-und Unterkieferfrakturen sowie die Sta-bilisierung osteotomierter Kieferseg-mente in der kieferorthopädischen Chi-rurgie haben durch die Verwendung mo-derner Osteosyntheseverfahren, insbe-sondere der verschiedenen Platten- undSchraubensysteme, in den letzten Jahr-zehnten erhebliche Fortschritte erfah-ren. Neben der Wiederherstellung derKaufunktion ist heute auch die dreidi-mensionale Rekonstruktion des Ge-sichtsskeletts in der Regel in einer sehrbefriedigenden Weise möglich [40].Ein wesentlicher Nachteil ist aber indem in vielen Fällen indizierten opera-tiven Zweiteingriff zur Entfernung desOsteosynthesematerials nach Abschlussder Frakturheilung zu sehen. Gründedafür sind z.B. gelockerte Schraubenoder den Patienten störende Implanta-te. Im Bereich des Unterkiefers wirddie fortschreitende Atrophie des Al-veolarfortsatzes bei erworbener Zahn-losigkeit vor Eingliederung von Pro-thesen eine Metallentfernung erfordern.Weitere Argumente sind die Vermei-dung möglicher Artefakte bei notwen-digen späteren Untersuchungen mitbildgebenden Verfahren (CT/MRT),die aktive und passive intrakranialeTranslokation von Platten und Schrau-ben am wachsenden kindlichen Schä-del, mögliche Sensibilisierungen nach

Verwendung insbesondere von chrom-und nickelhaltigen Implantaten sowieStress-shielding-Phänomene und Kor-rosionsschäden [89].

Daher ist die Anwendung eines re-sorbierbaren Osteosynthesematerialsmit einer für die Dauer der Frakturhei-lung ausreichenden Festigkeit aus fol-genden Gründen von besonderem In-teresse: Bei ausreichender initialer Sta-bilität können sich bei beginnendemFrakturdurchbau infolge der abbaube-dingten Schwächung des Implantatsfunktionelle Belastungen direkt auf die Strukturierung der Bruchzone aus-wirken. Eine Osteoporose infolge man-gelnder Belastung wäre daher nicht zu erwarten. Wegen der Absorbierbar-keit des Materials entfiele zudem derbei Metallimplantaten häufig notwen-dige Zweiteingriff zu deren Entfer-nung.

Mit der erfolgreichen Einführung li-nearer Polyester der Milch- und Gly-kolsäuren (Polylaktid: PLA bzw. Poly-glykolid: PGA) und deren Kopolyme-ren als resorbierbare Nahtmaterialienbegannen auch experimentelle Erpro-bungen dieser Werkstoffe im Hinblickauf deren Anwendung als Osteosyn-thesematerialien.

Erste viel versprechende Versuchemit Polylaktiden wurden von Kulkarniet al. [53, 54] beschrieben. Nach einerLiteratursuche sind seitdem unter denStichwörtern „biodegradabel“ und „re-sorbierbar“ unter Ausschluss von Naht-materialien – fast nicht mehr über-schaubar – weltweit über 3000 Publi-kationen erschienen [69].

Mund Kiefer GesichtsChir (2000) 4 [Suppl 1]:S91–S102 © Springer-Verlag 2000

Resorbierbare Polymere als Osteosynthesematerialien

K. L. GerlachUniversitätsklinik für Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie, Otto-von Guericke-Universität Magdeburg

K. L. Gerlach , Universitätsklinik für Mund-Kiefer- und Gesichtschirurgie, Otto-von Gue-ricke-Universität Magdeburg, Leipziger Straße44, 39120 Magdeburg, DeutschlandTel.: 0391-6715170, Fax: 0391-6715172

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Zusammenfassung

Bei der Anwendung resorbierbarerOsteosynthesematerialien entfälltder bei Metallimplantaten oft not-wendige operative Zweiteingriffzur Materialentfernung, als geeig-nete Werkstoffe gelten besondersdie Polymere und Kopolymere derGlykol- und Milchsäuren. In einerLiteraturübersicht werden die Ma-terialeigenschaften der möglichenPolymervariationen, deren Degra-dation und schließlich bisherigeAnwendungen in tierexperimentel-len und klinischen Untersuchun-gen dargestellt. Insbesondere wer-den die möglichen Ursachen auf-tretender Fremdkörperreaktionenwährend des Polymerabbaus sowiematerialbedingte Schwierigkeitenbei der Anwendung diskutiert. Eswird deutlich, dass die Nutzungniedrigkristalliner bzw. amorpherPolymere mit in vivo lang anhalten-den Festigkeitseigenschaften si-chere und komplikationslose Frak-turheilungen ermöglicht und zu-künftig eine interessante Alternati-ve zu herkömmlichen metallischenOsteosynthesematerialien darstel-len wird.

Schlüsselwörter

Resorbierbare Polymere · Osteo-synthese · Polylaktid · Polyglyko-lid

T R A U M A T O L O G I E

Polymere der α-Hydroxysäuren wiePolyglykolid, verschiedene Polylakti-de sowie deren Kopolymere und Poly-dioxanon sind bevorzugt untersuchtworden und werden im Einzelnen be-sprochen. Prinzipiell weitere geeigne-te Polymere sind u. a. Polycaprolakton,Polyurethan, Polytrimethylenkarbonatund Polyhydroxybuttersäure [2], da-rüber hinaus wurde in jüngster Zeitauch über ein umbaubares Osteosyn-thesematerial aus allogenem Knochenausführlich berichtet [66].

Resorbierbare Polymere

Materialbeschreibung

Ausgangsstoffe für Polyglykolid (PGA)und -Laktid (PLA) sind die Glykol- undMilchsäuren. Diese können durch eineKondensationsreaktion in Laktid bzw.Glykolid überführt werden. Aus diesenLaktonen sind wiederum durch einekatalytisch induzierte ringöffnende Po-lymerisation hochmolekulare Polyme-re zu erreichen. Deren Eigenschaftenwerden wesentlich durch die Höhe undVerteilung des Molekulargewichts so-wie der linearen oder verzweigten An-ordnung der Molekülketten bestimmt.Die Mikrostruktur eines Polymers kannzudem amorph oder teilweise kristallinsein (Abb. 1). Eine amorphe Strukturbedeutet, dass die Polymerketten ziel-los verzweigt zueinander angeordnetsind, vergleichbar einer Schüssel mitgekochten Spaghetti können die Ket-ten leicht auseinander gezogen wer-den. Amorphe Abschnitte eines Poly-mers weisen daher niedrigere Festig-keitswerte auf. Kristalline Regionenzeigen eine geordnete Anordnung derPolymerketten, insofern als jeweils be-nachbarte Ketten eng parallel zueinan-der lokalisiert und durch zwischenmo-lekulare Kräfte miteinander verknüpftsind, teilkristalline Polymere habenhöhere Festigkeitswerte [68]. Polyme-re und Kopolymere werden weiterhindurch ihre Glasübergangstemperatur(Tg) charakterisiert, unterhalb der die-se hart und steif, oberhalb hingegenweich und flexibel sind, darüber hinaushaben Polymere einen Schmelzpunkt,Kopolymere einen Schmelzbereich.

Da die Milchsäure ein asymmetri-sches Kohlenstoffatom aufweist, kann

sie in 2 optisch aktiven Formen (l undd) auftreten. Somit sind l-Laktid, d-Laktid, optisch inaktives Mesolaktidund razematisiertes d,l-Laktid herstell-bar. Jedes dieser Polymere kann im ent-sprechenden Poly-l -Laktid polymeri-siert werden, genauer untersucht wur-den bisher aber nur l-Laktid und d,l-Laktid. L-Laktid schmilzt bei 170–180 °C und hat eine Glasübergangs-temperatur von 30–70°, d,1-Laktid von 45–60 °C. Poly-l-Laktid (PLLA)ist kristallin (bis 80%), durch raschesAbkühlen, z.B. bei der Produktion imSpritzgussverfahren kann auch amor-phes PLLA hergestellt werden. Block-polymerisiertes PLLA weist in Abhän-gigkeit von der Höhe des Molekular-gewichts Biegefestigkeitswerte zwi-schen 45 und 145 MPa auf, der Elasti-zitätsmodul variiert zwischen 3300und 5000 MPa. Poly-d,l-Laktid ist int-rinsisch amorph, die Biegefestigkeitbeträgt 102 MPa, der Elastizitätsmo-dul 2500–3500 MPa. Der Schmelz-punkt des Polyglykolids (PGA) beträgt218 °C, die Glasübergangstemperatur43°C. PGA ist hochkristallin (< 80%),hat eine Zugfestigkeit von etwa 57MPa und einen Elastizitätsmodul von6,5 GPa [2, 26, 71, 78, 96].

Die Auswahl der verschiedenen Mo-nomere und Komonomere, die Steue-rung der Zusammensetzung, des Mole-kulargewichts und/oder der Moleku-largewichtsverteilung ermöglichen ei-ne beliebige Anzahl von Polymerenund Kopolymeren mit unterschiedli-chen Qualitäten [2]. Durch verschie-dene Verfahren wurde versucht, diemechanischen Eigenschaften der Poly-mere zu verbessern. So konnte gezeigtwerden, dass zwischen der Zunahmedes Molekulargewichts und der Biege-

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Resorbable polymers as osteosynthesis material

K. L. Gerlach

Summary

The use of resorbable osteosynthe-sis materials spares the need formetallic implants and second oper-ative procedures, which are oftennecessary, to remove the material.Appropriate substances are poly-mers and copolymers of glycolicand lactic acid. In a literature re-view, material characteristics, theirdegradation, and applications inanimal experiments and clinicalstudies are presented. Particularly,the possible reasons of foreignbody reactions occurring duringthe degradation period and mater-ial-related difficulties in practicaluse are discussed. It is evident thatthe use of low crystalline or amor-phous polymers with in vivo long-lasting strength offers a secure anduncomplicated healing of frac-tures. Therefore, in future thesesubstances will be an interestingalternative to common metallic os-teosynthesis materials.

Key words

Resorbent polymers · Osteosyn-thesis · Polylactid · Polyglycolid

Abb.1. Schematische Darstel-lung kristalliner und amorpherPolymerbereiche [68]

kristallin

amorph

festigkeit eine Korrelation besteht [26].Im Spritzgussverfahren hergestellteamorphe PLLA-Implantate wiesen mit130 MPa höhere und in vivo länger an-haltende Biegefestigkeitswerte als ver-gleichbare Blockpolymerisate auf, zu-gleich konnte die Reißdehnung um 5%verbessert werden [71]. Weitere erfolg-reiche Versuche bestanden in der Entwicklung von Kompositmateriali-en (PLLA-Platten mit eingepresstenPGA-Fasern) [97].

Durch Verstrecken der Polymere, z. B. im Spritzgussverfahren, könneneine Ausrichtung der Molekülkettenund somit eine wesentliche Erhöhungder Festigkeit erreicht werden. Weiter-hin sind Faserverbundmaterialien mög-lich, dabei werden Fasern z.B. aus PGAoder PLLA in eine Matrix des gleichenMaterials verpresst. Derartige selbst-verstärkte SR-Implantate haben höhe-re Biegefestigkeitswerte (SR-PGA:415 MPa, SR-PLLA: 300 MPa) [92,93, 95]. 1998 wurde schließlich ein SR-Kopolymer aus PLLA/PDLLA(70/30)beschrieben [38, 39]. Zunehmend ge-winnen auch Polymerblends Interesseim Hinblick auf die Erzielung höhererFestigkeitswerte. Dabei werden Mi-schungen aus definierten Polymerpha-sen durch thermische Verfahren wieKneten oder Extrusion hergestellt [2,71].

Durch die verschiedenen Verarbei-tungstechniken konnten die mechani-schen Eigenschaften der Polymere z.T.wesentlich verbessert werden, dies istjedoch auf bestimmte Vorzugsrichtun-gen begrenzt und hat nicht zu einer Er-höhung der Elastizitätsmodule geführt.Verglichen mit gehärteten Implantat-stählen werden initial für die verschie-denen degradierbaren Polymere Zug-festigkeiten bis zu 36%, Biegefestig-keiten bis 54%, aber nur 3% der Stei-figkeit erreicht, mit degradierbaren Fa-sern selbstverstärkte Werkstoffe ermög-lichen Zugfestigkeiten bis zu 50%, na-hezu gleiche Biegefestigkeiten sowiebis zu 15% der Steifigkeit. Die niedri-gen Elastizitätsmodule führen schließ-lich dazu, dass degradierbare Polymereunter Belastung etwa 20-mal bzw. 10-mal höhere Verformungen erleiden alsvergleichbare Stahl- oder Titanimplan-tate [16].

Biodegradation

Aus der organischen Chemie ist be-kannt, dass viele Verbindungen, die un-ter Wasserabspaltung entstanden sind,durch hydrolytische Spaltung wiederin die ursprüngliche Form gebrachtwerden können. So zeigen die bisherbesprochenen homo- und heterologenPolyester der α-Hydroxysäuren einenvon zellulären bzw. enzymatischen Ein-wirkungen unabhängigen hydrolyti-schen Abbau. Einzige Voraussetzungscheint das wässrige Milieu zu sein[12, 79]. Die Abbauprodukte der aufLaktid und Glykolid basierenden Poly-mere werden über den Krebs-Zyklusletztlich zu Wasser und Kohlendioxidmetabolisiert.

Für Implantate aus PLLAwurde die-ser Abbauweg von Kulkarni et al. [53]sowie für PDLLA von Brady et al. [3]experimentell durch In-vivo-Versuchemit 14C-markierten Polymeren bestätigt.Die Radioaktivität der Implantate wur-de präoperativ und nach jeweiliger Tö-tung der Versuchstiere gemessen, diedes Urins und Stuhls während der Ver-suchsdauer sowie die der verschiede-nen Organe nach Tötung der Versuchs-tiere. Lediglich in den Nieren konntekorrelierend mit der Absorption derPolymere 14C nachgewiesen werden.Diese Ergebnisse erlaubten die Schluss-folgerung, dass die Abbauprodukte oh-ne Akkumulation, z. B. in der Leber,metabolisiert wurden.

Nach Kronenthal [52] vollzieht sichder Abbau biodegradierbarer Polyme-re im biologischen Milieu prinzipiellin 4 Phasen. Zunächst bewirkt die Hy-dratation eine Auflösung der Van-der-Waals-Kräfte und Hydrogenverbin-dungen. In einer 2. Phase erfolgt die ir-reversible Verminderung der mechani-

schen Kräfte durch eine beginnendehydrolytische Spaltung der kovalentenBindungen. Schließlich beginnt derVerlust des Massenzusammenhalts, diePolymere werden bis zu einem Mole-kulargewicht gespalten, das unterhalbder eine feste Form gewährleistendenHöhe liegt (Abb.2). Danach vollziehtsich der vollständige Abbau der Poly-merfragmente, diese werden nach Auf-lösung der niedrigmolekularen Anteilemetabolisiert und phagozytiert. Nachden Ergebnissen verschiedener In-vitro-und In-vivo-Untersuchungen konntegezeigt werden, dass während der 4. Phase die Metabolisierung durchMakrophagen und die Einwirkung un-terschiedlicher Oxidationsenzyme be-schleunigt werden kann [99].

Die Dauer der hydrolytischen Spal-tung ist abhängig von der Temperatur,der Wasserverfügbarkeit, der Hydro-philie, der Geometrie (Oberfläche) undder Zusammensetzung der Polymere,weiterhin vom pH des Implantatlagers,der Höhe des Molekulargewichts so-wie der Kristallinität der Implantate.

Li et al. [56–58] beschrieben eineAutokatalyse (Bulk-Degradation) ver-schiedener Polymere, nachdem sie fest-gestellt hatten, dass Formkörper im In-neren rascher abgebaut werden als ander Oberfläche. Dieses Phänomen wirddurch die während der Hydrolyse ent-stehenden basischen Hydroxyl- undsauren Karboxylendgruppen erklärt,die im Zentrum der Implantate als Ka-talysatoren für die Degradation wirkenund somit hier zu einem beschleunig-ten Abbau führen (Abb. 3). Im Ver-gleich zu großvolumigen Polymerfor-men werden daher z.B. dünne Folieninfolge der nicht wirksamen Autokata-lyse langsamer resorbiert [34]. Da-rüber hinaus können im Material vor-

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Abb.2. Typische Degradations-sequenz der Molekulargewichts-abnahme, der Festigkeit und desMassenzusammenhalts [68]

Festig-keit

Masse

handene Restmonomere ebenfalls dieDegradation beschleunigen.

Offensichtlich beginnt die hydroly-tische Spaltung in amorphen Abschnit-ten der Polymere, da die hochkristalli-nen Bereiche, insbesondere die desPLLA, für die hydrolytische Wirkungdes Wassers nur erschwert zugänglichsind und daher deren Abbau nur äu-ßerst verzögert eintritt. Cutright et al.[15] hatten nach Untersuchungen zumDegradationsverhalten verschiedenerPolymere allerdings gefolgert, dass un-terschiedliche Kristallisationsraten kei-nen Einfluss auf die Degradation aus-üben würden. Demgegenüber wurdenspäter nach der Implantation von PLLA-Formkörpern in Weichteil- und Kno-chengewebe nach 12 Monaten nurfragmentierte Implantate festgestellt,deren Molekulargewicht lediglich um10% abgenommen hatte. Die Autorenvermuteten nun ursächlich für dielangsame Degradation die Kristalli-nität der verwendeten Polymere [97].

In weiteren Untersuchungen wurdebei PLLA-Probekörpern in vivo eineAbnahme des Molekulargewichts von800.000 auf 12.000 nach 68 Wochenregistriert, wobei die Kristallisations-rate zunächst von 80 auf 85% anstieg.Histologisch konnte auch nach 108 Wo-chen kein wesentlicher Massenverlustder Implantate beobachtet werden [29,30].

Vergleichbare Resultate wurden auchvon einer anderen Arbeitsgruppe be-schrieben, die nach 143 Wochen in vi-vo bei PLLA-Implantaten nur einengeringen Massenverlust feststellte [10].Spätere Untersuchungen von Bergsmaet al. [4, 5] ergaben nach Langzeitde-

gradationsversuchen sowie nach klini-scher Anwendung des gleichen Ma-terials Residuen der Polymere auchnoch 5,7 Jahre nach der Implantation.Die untersuchten Partikel wurden alshochkristalline Polymerreste identifi-ziert.

Auch nach einer In-vivo-Analysemit selbstverstärktem SR-PLLA konn-ten 5 Jahre nach der Implantation mit-tels eines Polarisationsmikroskops nochFragmente der implantierten Polymerenachgewiesen werden, deren Kristalli-nität war im gleichen Zeitraum von 53auf 75% angestiegen [86].

Für spritzgegossene amorphe PLLA-Implantate mit niedrigerem Moleku-largewicht (120.000–203.000) wurdenach der Implantation in Muskelgewe-be nach 116 Wochen histologisch einevollständige Degradation nachgewie-sen [71, 73]. Während von Li et al. [58]bei einer In-vitro-Analyse zur Degra-dation von primär amorphen PLLA ei-ne nachfolgende Rekristallinisierungfestgestellt wurde, konnte dies in denvorgenannten Untersuchungen aller-dings nicht beobachtet werden.

Die Degradation von intrinsischamorphem razematisiertem Poly-DL-Laktid wurde erstmals von Kulkarni etal. [54] beschrieben. Makroskopischwaren 8 Monate nach der Insertion vonFormkörpern in Knochen keine Poly-merreste mehr erkennbar. Später konn-te gezeigt werden, dass nach der Implantation von 14C-markierten PDLLA-Proben in Muskelgewebe biszu 168 Tage postoperativ eine einer li-nearen Kinetik folgende Abnahme derRadioaktivität lediglich von 26,9%festzustellen war [3].

Nach der Fixierung von PDLLA-Implantaten in der Rückenmuskulaturvon Ratten wurde nach 360 Tagen einevollständige Degradation festgestellt[63]. In vitro wurde bei Formkörpernaus PDLLA mit einem Molekularge-wicht von 200.000 dessen nahezu voll-ständige Abnahme nach 40 Wochen re-gistriert. Zu diesem Zeitpunkt warendie Polymere von einer gelatineartigenKonsistenz, eine Kristallinisation wäh-rend der Degradationsphase konntenicht nachgewiesen werden [78]. In ei-genen In-vivo-Untersuchungen war ei-ne vollständige Resorption des glei-chen Materials makroskopisch nach 56 Wochen und histologisch nach 77 Wochen nachzuweisen (Abb. 4,5)[41]. Li et al. ermittelten schließlichauch für PDLLA-Implantate bei In-vitro-Untersuchungen eine Bulk-De-gradation [56].

Hochkristalline Polymere des PGAverlieren in vivo innerhalb von 4 Wo-chen ihre Festigkeitseigenschaften undwerden in einem Zeitraum zwischen 6 und 12 Monaten vollständig degra-diert [97]. Polydioxanon PDS weist invivo etwas länger anhaltende Festig-keitseigenschaften auf und wird eben-falls innerhalb 1 Jahres vollständig re-

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Abb.3. Bulk-Degradation einesProbekörpers (Kopolymer PLLA/PDLA, 50:50) 24 Wochen nachder Implantation. Bei noch erhal-tener Außenhülle vollständigerPolymerabbau im Inneren des Im-plantats

Abb.4. Fortgeschrittene Degra-dation eines PDLLA-Implantatsnach 48 Wochen in vivo. Auffal-lend multiple Vakuolen, die Poly-merreste enthielten, umgeben vonMakrophagen und mehrkernigenRiesenzellen. Bildmitte oben:Markierungsfaden. Toluidin-blaufärbung, Vergr. 200:1

sorbiert [25]. Infolge der in vivo raschen Abnahme der mechanischenStabilität sind diese Materialien alsOsteosynthesematerialien aber nur ge-legentlich erprobt worden.

Die Synthese von Kopolymeren ausL-Laktid und D,L-Laktid, D-Laktidund Glykolid führt je nach gewähltemAusgangsverhältnis zu veränderten me-chanischen Eigenschaften und im Ver-gleich zu den Ausgangspolymeren auchzu unterschiedlichen Degradationszei-ten.

Gilding u. Reed [33] zeigten, dassKopolymere des PLLA mit PGA eineeutektische Verteilung der kristallinenBereiche bilden. Bei einem PGA-An-teil von 25–65% sind die entsprechen-den Kopolymere amorph, während beiweiter vermindertem bzw. weiter an-steigendem PGA-Anteil jeweils einelineare Zunahme der Kristallinität fest-zustellen ist. So wurde mikroskopischnach der Implantation von Kopolyme-ren des PLLA/PGA im Verhältnis vonjeweils 25:75, 50:50 und 75:25 in Kno-chen- und Muskelgewebe eine voll-ständige Degradation der Proben nach20 Wochen beobachtet [97]. In eigenenUntersuchungen teilkristalliner Kopo-lymere mit einem PGA-Anteil von 2%bzw. 10% wurde hingegen ein Resorp-tionszeitraum von 1 Jahr (2% PGA) undvon 1–2 Jahren (10% PGA) ermittelt[26]. Eppley u. Sadove [21, 22] unter-suchten ein Kopolymer mit 82% L-Laktid und 18% Glykolid. Nach derImplantation in den parietalen Schädelvon Kaninchen konnte histologisch einvollständiger Abbau des Materials be-reits nach 12 Monaten nachgewiesenwerden. Allerdings wird auch für die-ses Material noch eine Kristallisations-rate bis 10% angegeben [81].

Auch Kopolymere aus L- und DL-Laktid können in weiten Bereichenamorph sein. Für amorphe Kopolyme-re des L-Laktids mit 25%, 37,5%, 50%und 75% DL-Laktid wurde in vivo ei-ne Degradation innerhalb 1 Jahres er-mittelt [96, 97]. Bei entsprechendenKopolymeren mit 25% bzw. 50% DL-Laktid konnte in eigenen Untersuchun-gen ebenfalls die vollständige Resorp-tion nach 1 Jahr festgestellt werden,während bei 10% DL-Laktid-Anteil invivo die Resorptionszeit 1,5 Jahre be-trug [26]. Entsprechende spritzgegos-sene amorphe Kopolymere mit 20 bzw.30% DL-Laktid wurden in vivo so-wohl in Muskelgewebe als auch inForm von Schrauben in den Femur von Meerschweinchen implantiert. ImWeichteilgewebe wurden mikrosko-pisch nach 134 Wochen von dem Ko-polymer 80/20 noch Reste nachgewie-sen, während das Material mit 70/30vollständig resorbiert war. Nach derImplantation in Knochengewebe warenbeide Kopolymere nach 146 Wochenhistologisch nicht mehr nachzuweisen.In der gleichen Versuchsanordnungwurde auch ein Kopolymergemisch(Blend) analysiert, wobei PDLLA90/10 nochmals mit 20% PDLLAvermengt wurde. Dieses ebenfallsamorphe Material war 146 Wochennach der Implantation im Knochenge-webe vollständig degradiert [71].

Tierexperimentelle Anwendungen

Tierexperimentelle Untersuchungen zurAnwendung biologisch abbaubarer Po-lymere als Osteosynthesematerialienwurden anfänglich nur von Mund-,Kiefer- und Gesichtschirurgen durch-geführt. In allen Fällen konnten eine

für die Frakturheilung ausreichendeStabilität der verwendeten Materialiensowie eine komplikationslose Fraktur-heilung beobachtet werden, eine voll-ständige Degradation der eingesetztenPolymere war aufgrund verschiedenerlangzeitabsorbierender Materialien undder verwendeten Versuchstiere abernur in Einzelfällen nachzuweisen. Stäb-chen aus PDLLA mit einem Durch-messer von 3,2 mm wurden zur Ruhig-stellung experimenteller Unterkiefer-frakturen des Hundes verwendet. Nachnormaler Frakturheilung wurde ma-kroskopisch eine vollständige Degra-dation der Implantate nach 8 Monatennachgewiesen [54]. Die Resorption ei-nes Osteosynthesematerials aus PLLAkonnte auch nach der Stabilisierungvon Hundeunterkieferfrakturen im Mo-larenbereich unter Verwendung von 4-Loch-Platten und Schrauben beob-achtet werden. Nach 5 Wochen warendie Frakturen komplikationslos ausge-heilt, nach 32 Wochen waren mikro-skopisch lediglich noch Polymerresteeiner einzelnen Schraube nachweisbar[32]. Zur Stabilisierung von osteoto-mierten Rippen bei Hunden wurdenPlatten und Schrauben aus Polydioxa-non (PDS) verwendet, auch hier konn-te nach 305 Tagen Liegezeit eine voll-ständige Degradation neben einer his-tologisch bestätigten Knochenheilungnach 2 Monaten demonstriert werden[25]. Über die Osteosynthese von 15 Unterkieferfrakturen bei 12 Beagle-Hunden wurde 1987 berichtet. Es wur-den Platten und Schrauben aus Block-PLLA (n = 12) und aus einem Kopoly-mer PLLA/10% d,l-Laktid (n = 3) ver-wendet. In allen Fällen war eine kom-plikationslose Frakturheilung erzieltworden, aber auch bei den 12 Monatepostoperativ getöteten Tieren war nochkeine fortgeschrittene Degradation desMaterials festzustellen [31]. Vergleich-bare Untersuchungen mit Platten undSchrauben wiederum aus blockpoly-merisiertem PLLA wurden zur Osteo-synthese von artifiziellen Frakturendes Unterkieferkörpers von 2 Schafenund 6 Hunden beschrieben. Auch die-se Frakturen heilten komplikationslos,eine Degradation des Polymers konnteebenfalls nicht festgestellt werden [9].

Schließlich wurden Frakturen von10 Kaninchenunterkiefern mit einemPlatten-Blinddübel-System aus Block-

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Abb.5. Vollständige Degradati-on eines PDLLA-Implantats nach72 Wochen in vivo. Im ehemali-gen Implantatlager Zeichen einermilden Fremdkörperreaktion, ge-fäßreiches Bindegewebe mitSchaumzellen und Lymphozyten.Oben rechts: Markierungsfaden.Toluidinblaufärbung, Vergr. 200:1

PLLA ruhig gestellt. In allen Fällenwurde wiederum eine gute Frakturhei-lung nachgewiesen, bei dem zuletztnach 49 Monaten getöteten Versuchs-tier wurde bereits eine fortgeschritteneDegradation des Osteosynthesemateri-als beschrieben [70]. In einer ausge-dehnten Untersuchungsreihe wurdenselbstverstärkte SR-PLLA-Platten undSchrauben zur Durchführung verschie-dener Osteosynthesen am Unterkiefervon Schafen angewendet, so bei artifi-ziellen Unterkiefergelenkfortsatzfrak-turen (Schrauben) sowie zur Stabili-sierung von Unterkieferkörperosteo-tomien (mit Metallschrauben fixiertePLLA-Platten). Jeweilige Kontroll-gruppen wurden im Bereich des Ge-lenkfortsatzes mit Metallschrauben undim Bereich des Unterkiefers mit einerherkömmlichen Kompressionsosteo-synthese versorgt. Bei allen Versuchs-tieren wurde eine komplikationsloseFrakturheilung beobachtet, insbeson-dere bei der Versorgung der Gelenk-fortsatzfrakturen wurde eine raschereKonsolidierung im Vergleich zu denmit Metallschrauben operierten Tierenfestgestellt. Weiterhin wurden sagitta-le Spaltungen des Unterkiefers bei 6 Schafen vorgenommen und diese mitjeweils 3 Schrauben aus SR-PLLA ru-hig gestellt. Nach 16 Wochen konntedurch mechanische Festigkeitsüber-prüfungen eine höhere Stabilität der soversorgten Unterkieferfragmente imVergleich zu 6 unoperierten Tieren ei-ner Kontrollgruppe festgestellt werden.In allen Fällen wurde eine komplika-tionslose Fraktur- bzw. Osteotomiehei-lung beobachtet, eine Degradation desangewendeten Osteosynthesematerialswurde hingegen nicht festgestellt [83,84].

Nasenbeinfrakturen von 12 Kanin-chen wurden mit einem Platten- undSchraubensystem aus PDLLA erfolg-reich behandelt, ohne dass während derVersuchsdauer die Resorption der Im-plantate nachgewiesen werden konnte[91]. Eppley u. Sadove [21, 22] osteo-tomierten bei 20 Kaninchen den pa-rietalen Schädel beidseitig, reponiertenden Knochen und stabilisierten ihn aufeiner Seite mit einem Titangitter undSchrauben sowie kontralateral mit ei-nem Gitter-Schrauben-System aus ei-nem Kopolymer (82% PLLA/18%PGA). Insgesamt konnte eine gleich-

wertige Stabilisierung durch die ver-schiedenen Osteosyntheseverfahrenfestgestellt werden, das angewendeteKopolymer war nach 12 Monaten mi-kroskopisch nicht mehr nachzuweisen.Schließlich wurden 1999 Le-Fort-I-Osteotomien bei 16 Schafen durchge-führt, die nachfolgend erfolgreich mitPlatten und Schrauben aus einem Ko-polymer, 90% PLLA und 10% PGA,stabilisiert wurden, nach 16 Monatenwar das Osteosynthesematerial weitest-gehend abgebaut [1].

Klinische Anwendungen

Erste Berichte zur klinischen Anwen-dung biodegradierbarer Osteosynthe-sematerialien erschienen zunächst alsFalldarstellungen. 1974 wurden 2 dis-lozierte Unterkieferwinkelfrakturennach der Reposition mit PGA-Fäden[75] und 1984 die Segmente nach beid-seitiger sagittaler Unterkieferspaltungmit Schrauben aus Polydioxanon sta-bilisiert [18, 19], in diesen Fällen wareine zusätzliche intermaxilläre Fixationerforderlich. Über die Ruhigstellungeiner Unterkieferwinkelfraktur mit ei-ner isolierten PDS-Schraube wurde1983 berichtet [64].

Vert et al. [97] beschrieben die An-wendung von 2 mm dicken Osteosyn-theseplatten aus PLLA, in die zur Ver-stärkung PGA-Fasern eingepresst wa-ren, bei 25 Patienten mit Unterkiefer-und Mittelgesichtsfrakturen, zur Fixie-rung wurden herkömmliche Metall-schrauben verwendet. Blockpolymeri-siertes, hochmolekulares PLLAin Formvon Platten und Schrauben zur Ruhig-stellung von 10 bzw. 15 Jochbeinfrak-turen wurde 1987 und 1988 vorgestellt[9, 27, 28]. Ein Platten- und Blinddü-belsystem aus einem vergleichbarenMaterial zur Ruhigstellung von Stirn-schädelvorverlagerungen wurde erst-mals 1991 eingesetzt [70, 71]. Frag-mente nach kraniofazialen und neu-rotraumatologischen Eingriffen bei 30 Kindern wurden weiterhin erfolg-reich durch ein Gewindestift-Mutter-System aus PLLA sowie gewobenenPDS-Bändern stabilisiert [47, 48].

Verschiedene Publikationen sindzur Anwendung des selbstverstärktenSR-PLLA erschienen: Als Stellschrau-ben zur Fixierung der Fragmente nachbeidseitiger sagittaler Spaltung des

Unterkiefers bei 57 Patienten [49, 51,85], zur Versorgung von 11 Patientenmit Unterkiefersymphysenfrakturen un-ter Verwendung von 2 Kompressions-schrauben [50], und schließlich wur-den 34 Unterkiefer- und 16 Mittelge-sichtsfrakturen mit einem Platten- undSchraubensystem stabilisiert [6].

Weiterhin wurden 4 Swing-Osteo-tomien mit Platten und Schrauben ausBlock-PLLAfixiert [87]. Verschiedeneweitere Publikationen beschrieben dieAnwendung unterschiedlicher biode-gradierbarer Polymere in der kieferor-thopädischen Chirurgie: Jeweils 3 PDS-Stifte mit einem Durchmesser von 1,3 mm wurden zur Stabilisierungosteotomierter Kieferteile nach sagit-taler Spaltung bei 10 Patienten [61] an-gewendet.

Pistner [71] verwendete Schraubenaus einem Polymerblend (Isosorb®),einer Mischung zweier Kopolymere,PLLA-PDLLA (90:10) und PLLA-PDLLA(50:50), im Rahmen einer pro-spektiven multizentrischen Studie fürdie gleiche Indikation bei 60 Patienten.Schließlich wurden bei 30 Patientenerfolgreich Le-Fort-I-Osteotomien mitFäden aus Poly-p-Dioxanon (PDS II)stabilisiert [65]. Die Anwendung einesbiodegradierbaren Platten- und Schrau-bensystems (BioSorb FX®) aus einemKopolymer des PLLA-PDLLA(70/30)zur Fixierung nach erfolgten bimaxilla-ren Osteotomien wurde erstmals 1998publiziert [38, 39]. 1999 wurde von dergleichen Arbeitsgruppe bei vergleich-baren Indikationen ein System aus ei-nem Kopolymer aus PLLA-PGA (80:20) eingesetzt [80]. In einer größerenSerie von Publikationen wurde die An-wendung eines Platten- und Schrauben-systems aus einem Kopolymer PLLA-PGA (82/18) beschrieben, u. a. 1996die erfolgreiche Anwendung diesesOsteosynthesesystems zur Versorgungvon Mittelgesichtsfrakturen [22, 23].Für später verwendete Platten mit ei-nem Durchmesser von nur 0,5 mmwurden bei 100 Kleinkindern Schädel-segmente nach Kraniosynostoseopera-tionen zunächst unter Zuhilfenahmevon herkömmlichen metallischen Mini-schrauben ruhig gestellt [24]. Die Her-stellung eines 1,5- sowie 2-mm-Plat-ten- und Schraubensystems führte zuweiteren Anwendungen dieses inzwi-schen als LactoSorb® eingeführten Ma-

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terials. So wurden 1997 über Osteo-synthesen nach Kraniosynostoseopera-tionen bei insgesamt 94 Kindern be-richtet [36, 37, 55, 62] sowie die Ver-

sorgung von Jochbeinfrakturen bei 27 Patienten beschrieben [20].

In einer bisher noch nicht publizier-ten Pilotstudie wurden in eigenen Un-tersuchungen mit einem Platten- undSchraubensystem aus PDLLA bisherbei 25 Patienten dislozierte Jochbein-frakturen sowie Gelenkfortsatzfraktu-ren ruhig gestellt (Abb. 6–8). PDS-Stifte wurden zur Stabilisierung diaka-pitulärer Frakturen des Unterkieferseingesetzt [74].

Unabhängig von den jeweils ver-wendeten Materialien wurde von nahe-zu allen Autoren über eine ausreichen-de Stabilität der verwendeten Systemefür die jeweils genutzte Indikation zurOsteosynthese berichtet. Insbesonderezeigten auch kephalometrische Nach-untersuchungen, dass nach Anwendungbei kieferorthopädisch-chirurgischenEingriffen im Vergleich zu mit Metall-platten und Schrauben versorgten Pa-tienten keine Unterschiede zu beob-achten waren [39].

Die Festigkeitsabnahme der unter-suchten Polymere variiert nach In-vivo-Untersuchungen beträchtlich. Währendblockpolymerisiertes PLLA bereitswährend der ersten 4 postoperativenWochen einen Festigkeitsverlust von

50% aufweist [8, 26, 70], zeigen z.B.SR-PLLA-Implantate nach 24 Wochenlediglich eine Festigkeitsabnahme von55% [83]. Nach 8 Wochen konnten fürdas Kopolymer PLLA-PGA (82/18)noch 70% der Ausgangsfestigkeit fest-gestellt werden [68]. Das vorgestelltePolymerblend zeigte schließlich über20 Wochen in vivo gleich bleibendeFestigkeitseigenschaften [71]. Überteilweise beobachtete Fremdkörperre-aktionen zum Zeitpunkt der Polymer-absorption wird im folgenden Abschnittberichtet.

Anwendungsprobleme

Für Formkörper der bisher beschriebe-nen verschiedenen Polymere und Ko-polymere konnte in tierexperimentel-len Studien nach der Implantation inKnochen- und Weichteilgewebe vonvielen Autoren übereinstimmend einegute Gewebeverträglichkeit mit anfangsmilder Fremdkörperreaktion und nach-folgender narbiger Einheilung ermit-telt werden (Abb.9) [8, 26, 70, 71, 83].Relativiert wurden diese positivenFeststellungen durch unterschiedlicheFremdkörperreaktionen, die zum Zeit-punkt der Polymerdegradation währendspäterer klinischer Anwendungen auf-traten. Nach den in der allgemeinenTraumatologie häufig verwendetenStiftimplantaten aus PGA bzw. SR-PGA zur Ruhigstellung osteochondra-ler Frakturen und apikaler Fragmentewurde etwa 12 Monate nach der Ope-ration über die Ausbildung steriler Fis-teln oberhalb des Osteosynthesemate-rials in 3,4–10% der Fälle berichtet [7,45, 60, 76]. Darüber hinaus wurdenauch Osteolysen nach der Anwendungvon PGA-Implantaten in bis zu 60%der Fälle beschrieben [11, 98].

Auch nach der Applikation von SR-PLLA-Schrauben zur Stabilisierungder Fragmente nach beidseitiger sa-gittaler Spaltung des Unterkieferastswurden vergleichbare osteolytische Ver-änderungen mit einer Vergrößerungder Schraubenlöcher 0,5–4 Jahre post-operativ nachgewiesen [51, 86]. NachAnsicht der Autoren sollten derartigeknöcherne Veränderungen aber nichtals eine Komplikation, sondern als ei-ne normal zu erwartende Reaktion aufdie Degradation des Implantats ange-sehen werden, da diese keinen Einflussauf die Frakturheilung oder die stati-

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Abb.6. Präoperative Röntgen-darstellung einer nach medial dis-lozierten Gelenkfortsatzfraktur

Abb.7. Situs nach Reposition des Gelenkfort-satzes und Osteosynthese mit einer PDLLA-Platte und Schrauben

Abb.8. Röntgenübersicht 6 Mo-nate nach der Reposition undOsteosynthese (PDLA-Implanta-te) einer linksseitigen Gelenkfort-satzfraktur

schen Eigenschaften des Knochens aus-üben würden [51, 86, 98]. Nach derOsteosynthese von Jochbeinfrakturenan der lateralen Orbita mit aus block-polymerisierten PLLA gefertigtenSchrauben und Platten wurde in einemZeitraum zwischen 2,5 und 5,7 Jahrenüber auftretende Weichteilschwellun-gen in 4 von 9 [4, 5, 77] und 3 von 15 Fällen [29] berichtet (Abb.10). VonBergsma et al. [4] wurden nach derAufarbeitung des bei einer Reopera-tion entnommenen Gewebes mit ein-geschlossenen Polymerresten etwa 3–5 Jahre nach der Implantation sowohlFremdkörperreaktionen der Weichteil-gewebe als auch desintegrierte (kris-talline), bis zu 22 nm große Reste desPolymermaterials nachgewiesen.

Infolge der autokatalytischen Reak-tion im Inneren der Implantate (Bulk-Degradation) können saure Überständeaus niedermolekularen Degradations-produkten oder Monomere nach Auf-lösung der Außenhüllen zu einer plötz-lichen vermehrten Freisetzung der Ab-bauprodukte in das Gewebe führen,was wiederum zusammen mit den nurgeringfügig hydrophilen kristallinenPolymerresten eine Fremdkörperreak-tion provoziert. Von verschiedenen Au-

toren wurde daher ursächlich für dieFremdkörperreaktionen auch eine pH-Verschiebung des Gewebes angenom-men, die durch die während der De-gradation der Polymere anfallendensauren Valenzen provoziert wird [17,88]. In vitro konnte zudem gezeigtwerden, dass die Akkumulation nie-dermolekularer Abbauprodukte dannkeinen Effekt in Zellkulturen ausübt,wenn jeweils ein pH-Ausgleich zuphysiologischen Werten durchgeführtwurde [46]. In anderen In-vitro-Unter-suchungen war festgestellt worden,dass 32 Wochen nach der Inkubationvon PDLLA-Proben in einer ungepuf-ferten Trägerlösung der pH-Wert von7,4 auf 2 nach Aufplatzen der langsamdegradierenden Außenschicht abfiel[78]. Nach der Implantation der glei-chen Proben in die Rückenmuskulaturvon Ratten konnte hingegen in vivo inder Nachbarschaft der Implantate biszur 52. Woche kein Abfall des physio-logischen pH verifiziert werden [41].In einer weiteren Versuchsanordnungwurden dann vordegradierte, bereitsweiche, aber noch mit einer geschlos-sener Außenhülle versehene Probendes PDLLA mit und ohne einen Zu-satz von Natriumhydrogenphosphat

ebenfalls in vivo überprüft. Bereits 2Wochen nach der Implantation fiel derGewebe-pH von 7,4 auf 6,4 in der Um-gebung der reinen PDLLA-Proben ab,auch 2–4 Wochen nach der Implanta-tion war vergleichsweise noch eineVerminderung festzustellen. In derNachbarschaft der mit Natriumhydro-genphosphat versehenen Proben wur-den hingegen keinerlei pH-Verände-rungen registriert, gleichzeitig konntedurch histologische Untersuchungenbeobachtet werden, dass in der Um-gebung der reinen PDLLA-Proben imVergleich mit den mit der Puffer-substanz versehenen Proben massi-vere Fremdkörperreaktionen auftra-ten [42].

Es ist festzustellen, dass nach sub-kutaner Implantation der biodegradier-baren Polymere auftretende Fremd-körperreaktionen eher klinisch bemerktwerden, diese aber bei einer größerenbedeckenden Weichteilschicht mit ei-ner erhöhten Aufnahme- und Pufferka-pazität des Gewebes möglicherweiselediglich zu den beschriebenen Osteo-lysen als klinisches Korrelat führen. Sowurden nach Versorgung von Orbita-bodenfrakturen mit Platten aus block-polymerisiertem PLLA im Gegensatzzu den mit dem gleichen Material vor-genommenen Osteosynthesen in derlateralen Orbita auch 5 Jahre postope-rativ keine klinisch erkennbaren Reak-tionen festgestellt [77]. Während 5 Jah-re nach der Insertion von SR-PLLA-Schrauben osteolytische Veränderun-gen im Bereich der Bohrlöcher be-schrieben wurden, sind offensichtlichinnerhalb der zuvorigen Nachbeobach-tungszeit keinerlei Weichteilschwel-lungen beobachtet worden [51].

Bei klinischen Nachuntersuchun-gen der häufig eingesetzten Implantateaus dem niedrig kristallinen Lacto-Sorb® (PLLA/PGA-82:18) [22–24],dem amorphen und in vivo nicht rekri-stallinisierenden Polymerblend (Iso-sorb®) [71] und auch nach der Implan-tation von amorphen PDLLA-Implan-taten in eigenen klinischen Untersu-chungen konnten bisher keine Fremd-körperreaktionen beobachtet werden.

Für das eingesetzte Kopolymer ausSR-PLLA-PDLLA (BioSorb FX®) [38,39] liegen noch keine Langzeitunter-suchungen vor. Allerdings wurden nacheiner tierexperimentellen Studie mit

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Abb.9. PLLA-Implantat 6 Mo-nate nach der Implantation in derRückenmuskulatur einer Wistar-Ratte. Deutlich erkennbarer Saumaus Fibroblasten und Fibrozytenohne entzündliche Begleitreakti-on. Toluidinblaufärbung, Vergr.75:1

Abb.10. Weichteilschwellung 3Jahre nach Applikation einer Plat-te und Schrauben aus PLLA (MW

800.000) am lateralen Orbitarand.Nach Stichinzision entleerten sichbreiige Polymerreste (MW 4600)

der Applikation von Stiften aus amor-phen, nicht selbstverstärkten Implan-taten der gleichen Zusammensetzungin Schafsfemurkondylen nach 14 Mo-naten Osteolysen bis zum doppeltendes ursprünglichen Schraubendurch-messers beschrieben, die auch nach kli-nischer Anwendung in geringerem Aus-maß bei 6 von 52 behandelten Patien-ten auftraten [59].

Im Vergleich zu Metallimplantatenweisen Werkstoffe aus den verschiede-nen Polymeren andere mechanischeEigenschaften auf, neben der reduzier-ten Zug- und Biegefestigkeit sind in-folge des verminderten Elastizitätsmo-duls auch materialtypische Besonder-heiten wie die Relaxation und dasKriechverhalten von besonderer Be-deutung. Eine einfache Kopie bekann-ter Osteosynthesesysteme ist daher pro-blematisch. So konnte gezeigt werden,dass die Konstruktion einer Schraubezur interfragmentären Kompression in-folge der Relaxation nicht möglich ist[44]. Die Insertion der Schrauben inden Knochen erfordert zudem nebendem üblichen Vorbohren auch das Ein-drehen eines Gewindegangs. Bei nichtexakter Kongruenz des Schraubenge-windes mit dem Gewindeschnitt ent-steht eine erhöhte Reibung, die infolgeder mangelnden Torsionsbelastung derSchraube wiederum zu einem Abbruchdes Schraubenkopfs führen kann. Der-artige Komplikationen sind auch nachAnwendung der vergleichbar stabile-ren Schraube aus SR-PLLA beschrie-ben worden [6, 82]. Zur Vermeidungdieses unerwünschten Ereignisses wur-de die Anwendung eines drehmoment-begrenzenden Schraubendrehers emp-fohlen [82]. Bei dem für das PLLA/PGA(82/18) entwickelten Platten- undSchraubensystem weisen die Schrau-ben an der gewindeabwärtigen Seiteeinen Sechskant auf, der mit demSchraubenkopf über eine Sollbruch-stelle verbunden ist. Dieser Sechskantpasst in einen entsprechenden Schrau-benzieher, beim Andrehen der Schrau-be bricht der Sechskant nach derenEindrehen und Erreichen der kritischenTorsionskraft ab [69]. Eine eleganteLösung stellt die Entwicklung einerSchraube mit einem die Schraubenlän-ge überragenden Einsteckkanal und ei-nes in der Form diesem Kanal genauentsprechenden Schraubendrehers dar.

Entstehende Torsionskräfte werden so-mit auf das Funktionsende des Schrau-bendrehers direkt übertragen [71]. DieGeometrie der Schrauben und Plattenmuss schließlich den mechanischenEigenschaften der Polymere entspre-chen, durch Anwendung der Methodeder Finiten Elemente (FEM) ist eine Op-timierung möglich [71, 78]. Alternati-ve Fixierungsmöglichkeiten sind durchdie Entwicklung verschiedener ande-rer Systeme erprobt worden: Blinddü-bel mit einem Spreizstift aus PLLA[70],doppelspreizende Dübel aus PLLA [94]sowie ein Gewindestift mit zugehöri-ger Mutter [47, 48].

Trotz der beschriebenen Schwierig-keiten sind bei allen gegenwärtig in derMKG-Chirurgie klinisch angewende-ten Systemen nur die Applikation vonSchrauben bzw. Platten und Schraubenbeschrieben worden.

Ein weiteres Problem bei der Ver-wendung von Platten und Schraubenaus resorbierbaren Implantaten ist inder Anpassung der Platte an die Kno-chenoberfläche zu sehen. Bei Raum-temperatur sind fast alle bekannten Po-lymere steif und nicht biegsam. Bei Er-hitzung über deren Glastemperaturwird die Platte jedoch flexibel undkann der Knochenoberfläche angebo-gen werden. Zum kurzzeitigen Erwär-men der Platte sind verschiedene Me-thoden vorgeschlagen worden, so wirddas Material in heiße physiologischeKochsalzlösung eingetaucht [6], wei-tere Möglichkeiten sind durch die An-wendung einer Heißluftpistole [8] bzw.eines Föhns [97] aufgezeigt worden.Nach einer anderen Methode wird diePlatte an einem Ende bereits mit einerSchraube am Knochen fixiert und mit-tels eines elektrisch aufheizbaren Bie-geinstruments, das auf die Oberflächedieser Platte geführt wird, kann diesenach kurzzeitiger Erwärmung der Kno-chenoberfläche angepasst werden [90].In eigenen Untersuchungen war beiAnwendung einer elektrischen Heiz-pinzette eine lokalisierte Erwärmungder Osteosyntheseplatte und deren Bie-gung sowohl in situ als auch außerhalbdes Operationsfelds möglich. Eine al-ternative Lösung wurde durch die Ver-wendung eines mit Kalziumchlorid ge-füllten PVC-Beutels vorgestellt. NachInjektion mit Wasser entsteht durch dieLösung des Kalziumchlorids Hitze, die

zu verformende Platte wird zwischendem Beutel gefaltet und führt somit zueiner vorübergehenden Verformbarkeitder Platte [69]. Bei Implantaten ausSR-PLLA/PDLLA(70/30) soll schließ-lich eine Kaltverformung mittels Zan-ge möglich sein [38, 39].

Nicht kontrolliertes Erhitzen ober-halb der Glasübergangstemperatur so-wie verschiedene Sterilisationsverfah-ren führen möglicherweise zu einerVeränderung der Molekülstruktur undsomit zu einem Einfluss auf die Fest-igkeit und das Degradationsverhalten.Aus diesem Grund ist auch die Dampf-sterilisation im Autoklaven sehr pro-blematisch, allerdings konnte nach ver-gleichenden experimentellen Untersu-chungen festgestellt werden, dass eineBehandlung von 60 s Dauer bei 129°Cnur einen geringfügigen Einfluss aufdie Eigenschaften des untersuchtenPLLA verursachte [77]. Häufig ange-wendete Verfahren sind die Gas- unddie Strahlensterilisation, nach der Ste-rilisation mit Ethylenoxid wurde eineAbnahme der Biegefestigkeit bei Block-PLLA und verschiedenen Kopolyme-ren (PLLA/PDLLA) jeweils nur um5% ermittelt [26], die γ-Sterilisationvon SR-PLLA führte zu einer Vermin-derung des Molekulargewichts bis zu75% [50], bei PLLA-Fäden wurde ei-ne Abnahme der Zugfestigkeit um 40%ermittelt [43]. Keinerlei Beeinträchti-gungen der Festigkeitseigenschaftensowie des Molekulargewichts sind nachder Niedrigtemperaturplasmasterilisa-tion festzustellen (15–30 min, 100 WSauerstoff- oder Kohlendioxidplasma)[35].

Ausblick

Tierexperimentelle und klinische An-wendungen biodegradierbarer Poly-mere als Osteosynthesematerialien er-folgten forciert seit Beginn der 80erJahre. Einer ersten Periode der Begei-sterung folgte bald eine Phase der kri-tischen Einschätzung insbesondere nachErscheinen der verschiedenen Publika-tionen über lokale Fremdkörperreak-tionen. Weitere Probleme bestanden inden materialtypischen Verarbeitungs-schwierigkeiten bei der Sterilisation,dem Biegen der angewendeten Plattensowie unerwünschten Schraubenfrak-turen. Die im Vergleich zu metallischen

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Implantaten geringeren Festigkeitsei-genschaften schränken zudem die ange-strebten Indikationsbereiche ein. Nichtzuletzt ist auch die polymertechnischeund werkstoffkundliche Weiterentwick-lung der Implantate nur sehr verzögertverlaufen.

Die aufgrund ihrer höheren Festig-keitseigenschaften zunächst favorisier-ten teilkristallinen Implantate sind in-zwischen weitgehend durch die An-wendung amorpher Werkstoffe ver-drängt worden. Empfehlungen, teilkri-stalline Polymere z.B. unter einer aus-reichend vorhandenen Weichteildeckezur Vermeidung klinisch relevanterWeichteilreaktionen zu platzieren [51,86] werden zukünftig einer kritischenBetrachtungsweise nicht mehr stand-halten.

Die gegenwärtig klinisch verwen-deten amorphen und z.T. niedrigkris-tallinen Polymere, Kopolymere undBlends mit ausreichenden initialen undlang anhaltenden Festigkeitseigenschaf-ten sowie der in vivo nachgewiesenenvollständigen Degradation lassen dieseWerkstoffe auch weiterhin als eine in-teressante Alternative zu metallischenImplantaten erscheinen, ohne aber die-se vollständig zu verdrängen.

Besonders zur Stabilisierung osteo-tomierter Schädelteile bei Kraniosyn-ostoseoperationen werden resorbierba-re Polymere inzwischen häufig ange-wendet, weitere Anwendungsbereichesind in kieferorthopädisch-chirurgi-schen Eingriffen sowie in der Trauma-tologie des Mittelgesichts und teilwei-se bei Unterkieferfrakturen zu sehen.

Mögliche weitere Verbesserungender Polymereigenschaften durch Ori-entierung der Polymerketten, Tempernunter hohem Druck, Methoden derSelbstverstärkung sowie andere Zu-sammensetzungen der Kopolymereund Blends und schließlich die Ent-wicklung neuartiger Polymere sind zuerwarten. Vor einem etwaigen klini-schen Einsatz sollten aber verändertePolymere und Neuentwicklungen je-weils in vivo nicht nur im Hinblick aufdie Abnahme der Festigkeitseigenschaf-ten, sondern auch auf ihre Biokompa-tibilität, insbesondere auch auf einemögliche Rekristallinisierung in vivound die vollständige Degradation über-prüft werden. Die Implantate sollten möglichst amorph sein und auch in vi-

vo keine oder nur eine geringe Rekri-stallinisation aufweisen. Neben gutenmechanischen Eigenschaften sind zurVermeidung von Fremdkörperreaktio-nen Implantate mit überwiegenderOberflächenresorption und damit kon-trollierbarer allmählicher Freisetzungder Degradationsprodukte erwünscht.

Möglicherweise wird das Auftretender Fremdkörperreaktionen auch durchden Zusatz geeigneter Puffersubstan-zen durch Neutralisation des Gewebe-pH nach der Freisetzung saurer Degra-dationsprodukte nach der Bulk-Degra-dation der Implantate verhindert.

Um einen Vergleich klinischer undexperimenteller Studien zu ermögli-chen, ist jeweils die Beschreibung derverwendeten Materialien zu fordern,insbesondere die chemische Zusam-mensetzung, Höhe und Verteilung desMolekulargewichts und Parameter wieGlasübergangstemperatur, Schmelzbe-reich und Kristallinität. Klinische An-wendungen sollten zunächst nur unterkontrollierten Studienbedingungen er-folgen.

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