CH653245A5 - Element zur implantation in koerpergewebe. - Google Patents

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CH653245A5
CH653245A5 CH1568/80A CH156880A CH653245A5 CH 653245 A5 CH653245 A5 CH 653245A5 CH 1568/80 A CH1568/80 A CH 1568/80A CH 156880 A CH156880 A CH 156880A CH 653245 A5 CH653245 A5 CH 653245A5
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Branemark Ingvar
Ekenstam Bo Thuresson Af
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Description

Die Erfindung betrifft ein Element zur Implantation in Körpergewebe gemäss dem Oberbegriff des ersten Anspruches.
Es ist bereits bekannt, dass es durch die Fortschritte in den Operationstechniken und durch geeignete Gestaltung von künstlichen Implantaten möglich ist, eine vollständigere und permanente Integration des Implantats im umliegenden Gewebe zu erzielen.
Es ist von grösster Bedeutung, dass Verbesserungen möglich sind, um eine hohe Rate erfolgreicher Operationen mit wiederhergestellter biologischer Funktion zu erlangen, so dass eine zweite Operation mit den entsprechenden Traumafolgen, sowohl physiologischer als auch psychologischer Natur, vermieden werden kann, womit auch unnötige Belastungen der medizinischen Quellen genommen werden.
Die schwedische Patentanmeldung Nr. 7 710 777-9 unterstreicht, wie wichtig es ist, die darin beschriebenen Trägerelemente bzw. Implantate so zu gestalten, dass eine rasche Wiederherstellung der Blutzirkulation rund um und durch die Trägermittel erreicht wird. Das bedarf einer beträchtlich erhöhten Zufuhr von biologischen Medien mit rekonstruktiver Wirkung. Aufgrund gesteigerter Zellbildung und schnellerer Mineralisierung von einwachsendem Gewebe wird so die Heilungszeit verkürzt. Beträchtlich verbesserte klinische Ergebnisse und eine verkürzte Hospitalisierungszeit werden so erzielt.
Um dieses gewünschte Ergebnis zu erreichen, ist es von äusserster Wichtigkeit, dass die Prothese bzw. das Verbindungsmaterial als integrierbarer Teil des biophysiologischen Miüeus ausgebildet wird und dass dieses Material in einem biologisch, physikalisch und biochemisch optimalen Verhältnis zum Knochengewebe steht, was in den meisten Fällen aus Ca2+-, P043 ~- und C032--Ionen mit Spuren anderer ionisierter, im Plasma oder Knochenapatit natürlich auftretender Substanzen besteht.
Mehrere Forscher sind zur Auffassung gelangt, dass akzeptable Implantationen mit einem Verfahren erzielt werden, wie es beispielsweise von Wheeler et al. in Biomet., Med. Dev. Art. Org., 1(2), 337-348 (1973) und von Karagianes in Biomet., Med. Dev. Art. Org., 1(1), 171-181 (1973) beschrieben wird. Die aufgezeichneten Experimente umfassen mehrere Jahre Erfahrung mit Affen. Das Ergebnis von Versuchen bei Tieren sollte jedoch äusserst vorsichtig interpretiert werden, da erhebliche Unterschiede zwischen der physika-lisch-biophysiologischen Situation vom Menschen und anderen Arten sogar innerhalb der Gruppe der Primaten bestehen.
Gemäss einer Interpretation von Wheeler et al. und Karagianes sind ihre guten Ergebnisse auf die Verwendung von titanlegierten zylindrischen Einpflanzteilen zurückzuführen, welche auf verschiedene Weise mit einer Porengrösse, die innerhalb der Grössenordnung von 275-650 um variiert, hergestellt werden. Die Theorie des Verfahrens besteht darin, dass die eingepflanzten Zylinder einen grösseren Durchmesser haben als die für sie in den Knochen des Kiefers von Labortieren gebohrten zylindrischen Vertiefungen und unter Anwendung von mechanischem Druck eingesetzt werden.
Die Implantation solcher Trägerelemente scheint jedoch nicht, ein optimales und permanentes Einwachsen zu gewährleisten.
Ziel der vorliegenden Erfindung ist ein Implantationselement mit verbesserten Eigenschaften hinsichtlich der Annahme des Elements, insbesondere verbesserter Haltbarkeit bzw. gesundem Einwachsen des Elements aufgrund seiner biologischen Qualität.
Dementsprechend sieht die vorliegende Erfindung ein Element zur Implantation in Körpergewebe vor, das durch die Merkmale im kennzeichnenden Teil des ersten Anspruches definiert ist.
Eine Analyse von Kiefereinpflanzungen in homo hat unerwarteter Weise gezeigt, dass die erzielten Operationsergebnisse merklich verbessert werden, wenn die Grösse der Mi-krodellen an die Grössenordnung des Zelldurchmessers im
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umliegenden Gewebe bzw. an einige Vielfache davon herankommt. Die normale anwendbare Zellgrösse liegt im Bereich von 1000 nm (wobei 1 nm = 10 Â). Das biooptimale Ergebnis wird jedoch erzielt, wenn der Dellendurchmesser innerhalb des Bereichs von 10 bis 300 nm gewählt wird, was erheblich kleiner als der Zelldurchmesser ist. Material, das für Prothesen und Verbindungsmittel verwendet werden kann, sollte daher eine mit Mikrodellen versehene Oberfläche haben. Die Oberfläche zwischen lebenden, einwachsenden Zellen und Zellausläufern soll im Verlauf des Mineralisierungsprozesses, zusammen mit dem gefurchten Material und den Laminaten mit Collagenfibrilen, eine solch feste und ausgedehnte Grenzzone zu den Verbindungsmitteln bilden, dass dadurch eine verstärkte und unlösbare Verankerung im lebenden Knochengewebe erzielt wird. So wird eine Lösung des Implantates aus der Grenzzone unmöglich. Bei Experimenten wurde gefunden, dass ein Bruch von den gebildeten Grenzzonen entfernt stattfindet.
Das Material für das Verbindungsmittel sollte somit vorzugsweise eine Oberflächenstruktur aufweisen, bei der der Durchmesser der Dellen 10 bis 1000 nm betragen sollte, wobei die Obergrenze von 1000 nm dem Zelldurchmesser entspricht, oder noch bevorzugter 10 bis 300 nm, wobei die Obergrenze von 300 nm einer Querdimension eines Gewebezellenausläufers und eines Knochengewebefibrils entspricht.
Die mineralisierten Bestandteile des Knochengewebes sind insbesondere Hydroxyapatit mit einer Zusammensetzung von Ca10(PO4.)6(OH)2. Diese allgemeine Formel für die kleinste übereinstimmende Moleküleinheit entspricht einer Einheitslänge von etwa 5 bis 20 nm. Die mineralisierten Teile des Knochengewebes enthalten auch eine gewisse Menge an Mg2+, Na+ und K+ sowie C032-, Cl~, F" und Zitronensäure. Vom mineralogischen Standpunkt aus betrachtet bestätigt das die guten Erfahrungen bei der Operation von Implantaten mit einem Dellendurchmesser von 10 bis 300 nm.
Die P-Atome in P043 ~ sind tetraedrisch angeordnet und bilden ein dreidimensionales, deformiertes Gitter, in welchem die P043~ -Ionen zu einem Grossteil durch Wasserstoffbrückenbindungen mit dem umgebenden Material mineralisierten und lebenden Gewebes, bestehend aus Proteinen und anderen Membransubstanzen, wie Kohlehydrate, oder Fettsubstanzen, verbunden sind.
Die Obergrenze (von der gleichen Grössenordnung wie der Zelldurchmesser) und die niedrigere, sogar optimalere Dellendurchmessergrenze entspricht den Ausmassen der Zellausläufer und Knochengewebsfibrilen mit den obigen Mineralkomponenten.
Die Bildung von neuem Knochengewebe findet von der Oberfläche des Knochengewebes her durch das lebende Zellsystem statt, wobei die interzelluläre Matrix aus Collagenfasern und anorganischen Komponenten besteht.
Die anorganischen Komponenten im resultierenden Knochen machen % seines Gewichts aus. Davon macht Kalziumphosphat 85% aus und Kalziumcarbonat etwa 10% aus. Die Collagenfasern tragen stark zur Festigkeit und Elastizität des Knochengewebes bei. Alle Knochenzellen sind vom selben Grundtyp und machen, entsprechend dem Mine-ralisierungsausmass, Veränderungen von Osteoblasten über Osteocyten zu Osteoklasten durch. Osteoklasten variieren in ihrer Erscheinung von quaderförmiger bis pyramidenförmiger Gestalt und sind in kontinuierlichen Schichten orientiert. Das Zellplasma ist gekennzeichnet durch die Gegenwart von Ribonukleoprotein, welches Proteinkomponenten für die Knochenmatrix synthetisiert. Die Osteoblasten enthalten das Enzym alkalische Phosphotase, welches nicht nur die Matrix bildet, sondern auch für den Mineralisierungsprozess verantwortlich ist. Die Osteoblasten werden dadurch in
Osteocyten, nämlich voll entwickelten Knochenzellen, im Rahmen der Knochenmatrix übergeführt. Das Zellplasma der Osteoblasten enthält Fett, eine gewisse Menge an Glyco-gen und feine Körnchen. Ein direkter Kontakt zwischen benachbarten Osteoblasten erfolgt während des Knochenbildungsprozesses. Der Prozess konserviert ein hochentwickeltes Kanalsystem für den Austausch von Metaboliten zwischen den Knochenzellen und dem Gefässbett (dem Blutkreislauf).
Die Osteoklasten sind ein Knochenzelltyp mit stark unterschiedlichen Grössen, welcher in der Knochenoberfläche gefunden werden kann und aus sogenannten Zellhaufen, Riesenzellen mit mehreren Kernen, bestehen. Das umliegende Knochengewebe erscheint oft, als wäre es teilweise entmi-neralisiert, und es wird daher angenommen, dass dieser Zelltypus eine Phase in der Knochenresorption während der Wiederaufbauphase darstellt.
In der Knochenmatrix werden die Osteocollagenfasern mittels einer im wesentlichen aus Mucopolysacchariden (Chondroitinsulfat) bestehenden Zementsubstanz zusammengehalten. Die Mineralsubstanzen des Knochens sind in ihrem Vorkommen ausschliesslich auf den Zement zwischen den Fasern beschränkt und bestehen im wesentlichen aus Kalziumphosphatkristallen des Hydroxyapatitkristalltyps in Form von hochdichten Teilchen, die senkrecht zu den Osteocollagenfasern angeordnet sind. Die Knochenmatrix ist in Laminatform angeordnet, wobei die Plättchen eine Dicke von 3 bis 7 (im haben. Die Collagenfasern haben Querrillen in einem wiederkehrenden Abstand von 68 nm zwischen den Fasern. Das bestätigt die Richtigkeit der Anwendung des Materialsubstituts, welches als Trägerelement oder Ersatz für verletztes Gewebe auszuwählen ist.
Die angewendeten mechanischen bzw. metallurgischen Produktionsverfahren sollten derart sein, dass sowohl die Anzahl an Mikrodellen als auch der Dellendurchmesser im verwendeten Material sogar eine noch grössere Gesamtein-wachsoberfläche zwischen Implantat und neu geformtem Gewebe ergeben. Es wurde auch als vorteilhaft befunden, das Implantat mit grossen Durchlöcherungen zu versehen, damit das Knochengewebe durchwachsen kann.
Weiters sollen die Verbindungsmittel aus biologisch fehlerfreiem Material hergestellt werden, welches nicht zu unzweckmässigen Unterschieden im elektrischen Potential oder zu galvanischen Strömen in der Implantationsgegend führen kann. Es wurde gefunden, dass bestimmte Materialien, wie Titan, Titanlegierungen, keramisches Material oder mit keramischem Material bedecktes Metall eine akzeptable biologische Integration gewährleisten.
Von den verschiedenen Materialien, die als Ausgangsmaterialien für optimal integrierbare Verbindungsmittel gewählt werden können, wird angenommen, dass Titan wegen seiner Nähe bei Ca im Periodensystem und wegen seiner chemischen Trägheit ein äusserst geeignetes Basismaterial, sowohl als Befestigungsmittel und Prothese als auch als Ersatz für weiches Gewebe darstellt. Experimente haben gezeigt, dass kein Titan aus unlegiertem, in verschiedene Gewebetypen operativ eingepflanztem Titan in das umliegende Gewebe eingedrungen ist.
Das für Osteointegration zu verwendende Titanmaterial sollte vorzugsweise vollkommen unlegiert sein, zumindest in der Grenzzone zwischen lebendem Gewebe und implantiertem Titan.
Die Bedeutung der Oberflächenstruktur des Titanmaterials wurde oben hervorgehoben, und bei Titan wird die Oberflächenstruktur durch Einkerben der Oberfläche mit einer Schneidgeschwindigkeit von weniger als 20 m/min unter Luft- oder anderer Sauerstoffgaskühlung, wie 02- oder stabilisierter Wasserstoffsuperoxidkühlung, bewirkt. Die
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Schneidgeschwindigkeit wird niedrig gehalten, um dem Pro-zess genügend Zeit für die Oxidierung des Arbeitsstücks zu geben. Die Oxidierung umfasst die Bildung von Titanoxiden, die wegen ihrer mineralogischen Eigenschaften die Bildung einer biologisch geeigneten Oberflächenstruktur des Mikro-dellentyps (Mondoberflächentyps) fördern.
Selbstverständlich kann die Oberfläche auch auf andere Weise erzeugt werden, wie durch Sintern oder Metallauf-dampfung unter Inertgas. Die wirtschaftlichste Methode scheint jedoch die Herstellung mit einem Schneidwerkzeug zu sein. Die Oberfläche kann auch nur mit anderen biologischen, negativ geladenen Ionen, wie Phosphaten (Phosphatieren), Phosphaten + 02 und anderen Kombinationen mit kleinen Sulphat-, Fluorid-, Chloridmengen und einer gewissen basischen Karbonisierung, keramisiert werden.
Bei Lagerung nimmt Titan (und auch niedriglegiertes Titan nach Bearbeitung) rasch eine oxidierte Oberfläche an, die einer kristallisierten Oberfläche von Rutil, Ti02, gleichkommt, worauf der Sauerstoffgehalt des Titans von der Oberflächenschicht nach innen zu sinkt, bis der Sauerstoffgehalt einen Wert von 0 erreicht.
Der deformierte Knochenapatit tendiert zur Bildung von starken Bindungen über seine monoklin und tetraedrisch (hexagonal) facettierte Struktur mit dem feinporigen Rutilüberzug des Titanmaterials, da das kubische Gitter des Rutils und das hexagonale Gitter des Knochenapatits hervorragend zusammenpassen.
Es ist von grösster Bedeutung, dass dem Heilungsprozess die besten Möglichkeiten hinsichtlich a) des zugeführten Substrats, b) der Enzymaktivität und c) der Mineralisierung geboten werden.
Das wird dadurch erreicht, dass das Trägerelement bzw. Verbindungsmittel sowie das Prothesenmaterial mit entsprechend lokalisierten resorbierbaren Depots in Furchen, eingedrückten Vertiefungen oder in der aufgebrachten Oberflächenschicht versehen wird. Eine Kombination dieser Alternativen kann selbstverständlich auch angewendet werden. Zwischen den als Tropocollagenfasern bekannten Fasern, die als monomolekulares Konglomerat gesehen werden können, besteht ein Spalt von 40 nm vom Ende einer Faser bis zum Beginn der nächsten Faser. Das gesamte Collagenkonglomerat besteht aus drei Collagenfäden, die jeweils eine dreifache Helix von osteotropen Collagenfasern ausweisen.
Vorherrschende Aminosäuren in den Peptidketten des Collagens, die schwer löslich sind, sind Glycin zu etwa 30% und Prolin. Eine solche Peptidkette enthält Prolin, das häufig mit Glycin über eine Peptidkette verbunden ist. Das Prolin wird mit Protocollagenhydroxylase in einer 4-Stellung hydroxyliert. Vitamin C wird zur Beschleunigung des Prozesses benötigt. Durch einen korrespondierenden Mechanismus wird etwas vom niedrigeren Lysingehalt des Collagens in Hydroxylysin umgewandelt. Die Hydroxygruppe dieser Aminosäure wird durch eine kovalente Bindung mit den Di-sacchariden Galactose und Glucose verbunden. Der beschriebene «Faserspalt» bildet das Zentrum für die Mineralisierung des Knochengewebes.
Die experimentelle Erfahrung bestätigt die Notwendigkeit einer solchen mit Mikrodellen versehenen Oberfläche auf dem Knochenersatzmaterial, wobei in dem Dellennetz der Dellendurchmesser so klein sein soll, dass dreidimensionale Ablagerungspunkte für a) terminale Collagenfasergrup-pen, b) Kohlehydratgruppen des Collagens und c) Collagenfasern mit Knochenmineralien gebildet werden können, während gleichzeitig kovalente Bindungen und intermolekulare Bindekräfte in einem Netz bzw. Raummuster entstehen, welches so eng wie möglich ist (5 bis 500 nm). Die Voraussetzungen für eine dauerhafte Bindung zwischen lebendem Gewebe und einem Ersatz für lebendes Gewebe beruhen auf dem entsprechenden Wissen, das über das Collagenfasersy-stem der verschiedenen Gewebetypen mit darüber verteilten, auf die biologische Funktion jedes Gewebes spezialisierten Mineralien gesammelt wurde.
Aus obigem geht klar hervor, welche biologischen Erfordernisse in Hinblick auf die Erreichtung einer Grenzzone zwischen lebendem Gewebe und Implantat, welche so fest wie möglich verankert ist, erfüllt werden müssen.
Nach vielen Jahren experimenteller Arbeit wurden starke Verbindungen mit auf verschiedene Weise hergestellten Materialien erzielt, wobei die Oberfläche des Verbindungsmittels durch Riefelung und Gewindebohrung desselben so gestaltet ist, dass ein verstärkter Oberflächenkontakt besteht.
Durch sorgfältiges Gewindebohren am Befestigungsmaterial wird eine gesunde und kräftige Knochenoberfläche mit exakter anatomischer Haftungsübereinstimmung mit der Implantatoberfläche erhalten, was eine kontrollierte Verdichtung des Knochengewebes liefert. Die Erfahrung zeigt, dass ein sorgfaltiges Gewindeschneiden an Bohrlöchern im Knochengewebe und am korrespondierenden Implantat unter Verwendung von Schneidwerkzeugen aus Titan, die mit geringer Drehzahl arbeiten, die beste Dichtung und eine weitaus optimierte und erhöhte Haftung und Heilungsoberfläche zwischen dem Implantat und dem für die Operation vorbereiteten lebenden Gewebe liefert, ohne Schnitte im Gewebe zu verursachen, beispielsweise durch Metallteilchen, die von anderen, schneller arbeitenden Werkzeugen verursacht werden könnten.
Die SE-PS 7 710 777-9 beschreibt eine Ausführungsform der Prothese und der Verbindungsmittel, die die Anbringung von Depots entweder darin oder darauf gestatten. Mittel, wie Membraneffekte, Mineralsubstanzen, Blutgefasserweite-rungsmittel, Koagulationsregulatoren, Vitamine und wachstumsfördernde Hormone werden in diese Depots eingeschlossen. Das Mittel kann auf die Oberfläche aufgetragen werden oder in Form von zweckmässig angeordneten, aus vollkommen resorbierbarem und für das Gewebe unschädlichem Material bestehenden Depots angebracht werden. Eine andere Variante, die, wie jetzt experimentell gefunden wurde, das Heilungsergebnis verbessern kann, ist die Behandlung des für die Operation bestimmten Materials durch Dip-pen oder eine andere Art von Oberflächenkontakt mit Vollblut oder Plasma, welches vor der Operation gegebenenfalls mit gewünschten Nährsubstanzen und therapeutischen Mitteln, u.a. gewünschten Proenzymen, Enzymen, Hormonen, speziellen Substraten und Vitaminen, angereichert worden ist.
Durch die Anwendung der oben beschriebenen Grundsätze für die Herstellung eines erfindungsgemässen Trägerelements werden stark verbesserte Ergebnisse erzielt, wenn das Material mit der erforderlichen Reinheit, Gestalt und Oberflächenstruktur (wobei letztere in einem Rasterübertra-gungs-Elektronenmikroskop festgestellt wird) mit den Nährsubstanzdepots kombiniert oder mit angereichertem Vollblut oder Plasma behandelt wird. In diesem Fall sollte darauf geachtet werden, dass die Blutgruppe und Plasmaqualität des Patienten entsprechend getestet worden sind. Am vorteilhaftesten ist es, wenn angereichertes Blut bzw. Plasma vom Patienten selbst verwendet wird.
Die angeführten Erfordernisse, einschliesslich der Poren-grösse, gelten für alle Materialien, die für biologische Integration, für Befestigungsmittel für Prothesen zur Verwendung in Schädelknochen, Gelenken, weichem Gewebe oder Übergängen von weichem Gewebe ausgewählt werden.
Durch die Implantation von prothetischen Einrichtungen im Heilprozess zwecks Behebung aller Arten von Gewebeschäden, gleichgültig, ob diese das Ergebnis von pathologischen Prozessen oder traumatischen Einflüssen sind, wird er5
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wartet, dass alle Heilungsprozesse solcher Art stark von biochemischen Reaktionen abhängig sind, die das Gleichgewicht in der Steuerung der Koagulationsfaktoren, das neuerliche Wachstum des Kapillarbettes, die Zugabe von lebenswichtigen Nährsubstanzen und die Gewährleistung einer entsprechenden Immunität leiten. In der genannten schwedischen Patentanmeldung Nr. 7 710 777-9 wird die erhebliche Bedeutung des prothetischen Materials hervorgehoben, ebenso wie die Heilungseigenschaften der lebenden Gewebe. So wurde besonders betont, dass die Ausgestaltung und Auswahl aller prothetischen Materialien sorgfaltig vorgenommen werden sollte, wobei das Material, das ständig und wirkungsvoll vom lebenden Gewebe, ob weich oder knochig, akzeptiert werden soll, starre Erfordernisse erfüllen sollte. Die Verabreichung von wachstumsfördernden Substanzen kann allgemein oder lokal erfolgen. Bei lokaler Verabreichung sind vier mögliche Arten der Verteilung denkbar; dies sind:
1. Orale Verabreichung von wachstumsfördernden Substanzen durch Nahrungsanreicherung, sowohl prä- als auch postoperativ.
2. In manchen Fällen parenterale Verabreichung von wachstumsfördernden Substanzen, sowohl prä- als auch postoperativ.
3. Lokale Behandlung der Operationsgegend durch Anreicherung des eigenen Plasmas oder Blutes des Patienten, oder es kann vorher analysiertes Plasma als geeignet erachtet werden.
4. Behandlung des prothetischen Materials mit angereichertem Plasma oder Vollblut vor dessen Verwendung. Gleichgültig welcher Beschaffenheit das prothetische Material ist, sollte es eine Oberflächenstruktur bekommen, die eine erhöhte Ablagerung von angereichertem Plasma oder Vollblut gewährleistet.
Die Struktur des prothetischen Materials sollte eine solche quantitative Ablagerung von biologisch optimalen Wachstumsfaktoren zulassen, damit diese während der intensivsten Wachstumsphase in die Gegend der Wiederherstellung gelangen können. Wirkungsvolle Depots werden derart im prothetischen Material gebildet, dass sie vor und während der Operation hinzugezogen werden können. Die Depots werden aus solchen Materialien hergestellt, die sich als immunologisch akzeptabel und bioabbaubar erwiesen haben.
So können entweder biologisches Material vom behandelten Patienten oder gewisse ausgesuchte Plastikmaterialien verwendet werden. Insbesondere können Knochen-, Knorpel- oder Collagengewebe vom behandelten Patienten in Betracht gezogen werden. Die Materialien werden vorzugsweise gefriergetrocknet, worauf angereichertes Plasma oder Vollblut zugegeben wird. Überschüssiges Material wird entfernt, und das oben erwähnte Depot kann umgehend herangezogen werden, oder es kann für spätere Verwendung neuerlich gefriergetrocknet werden. Die Depotstellen im prothetischen Material werden so gewählt, dass sie mit den der Prothese benachbarten Geweben in engsten und ausreichenden Kontakt gebracht werden können.
Biologisch bedeutende Substanzen für allgemeine oder lokale Behandlung bzw. Verabreichung umfassen: a) Aminosäuren, insbesondere Prolin und Glycin;
b) Blutfaktoren, die die Koagulationsfähigkeit ausgleichen;
c) Substanzen mit einer positiven Wirkung auf das Kreislaufbettvolumen und die Oxidierung;
d) Vitamine, insbesondere Ascorbinsäure- und Nikotinsäureverbindungen, wobei Ascorbinsäure für eine normale Collagenisierung obligatorisch ist;
e) Phosphat, insbesondere in Form von Kalziumphosphat mit Zusätzen anderer Materialien, wie Natrium, Kalium, Magnesium, Zink od.dgl. (das Phosphat sollte durch geringere Mengen Chlorid- und Fluoridionen vervollständigt werden);
f) Mesoinosit (eine bedeutende Substanz, die einbezogen werden sollte);
g) Wachstumshormone werden vor allem zu lokalen Depots oder als Finish auf das prothetische Material gegeben, wobei Fibrin als Deckschicht verwendet wird;
h) Breitbandantibiotika werden als Schutz gegen Infektionen verwendet und können auf oben beschriebene Weise lokal verabreicht werden;
i) Anreicherung nach dem Depotprinzip unter Verwendung von Leukozyten im Überschuss und/oder Interferon. Die Liste an Wachstumsbiochemikalien kann natürlich erweitert werden, wobei das beschriebene Verfahren angewendet wird.
Die oben beschriebene Methode kann weiterentwickelt werden durch Kompensierung des Bedarfs an Substanzen, die das biologische Wachstum fördern, unter Verwendung von separaten Packungen oder unter Verwendung von vorgefertigten Depots verschiedener Grössen, die vor der Verwendung in Zusammenhang mit Wiederherstellungschirurgie gelagert werden können. Die sterile Produkte enthaltenden Packungen sollten hermetisch verschlossen und direkt vor oder während der Operation geöffnet werden.
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    PATENTANSPRÜCHE
    1. Element zur Implantation in Körpergewebe, bestehend aus biologisch unbedenklichem Material, welches kein Auftreten von unerwünschten elektrischen Potentialdifferenzen und galvanischen Strömen im Implantationsbereich bewirkt, mit einer an der dem Gewebe im Implantationsbereich eines Patienten zugewendeten porösen, mit Mikrolöchern versehenen Oberfläche, dadurch gekennzeichnet, dass die Mikrolö-cher an der Oberfläche des Elementes einen Durchmesser im Bereich von 10 nm bis 1000 nm aufweisen.
  2. 2. Element nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die mit Mikrolöchern versehene Oberfläche des Elementes aus Titandioxid besteht und der Sauerstoffgehalt des aus Titan bestehenden Elementes von der Oberfläche aus ins Innere des Elementes abnimmt.
  3. 3. Element nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser der Mikrolöcher maximal 300 nm beträgt.
  4. 4. Element nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Oberfläche im wesentlichen aus einer feinporigen Rutilschicht besteht.
  5. 5. Element nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass dessen Oberfläche zwecks Aufrauhung wenigstens eine(n) Furchung, Riefung, Kanal oder Vertiefung aufweist.
  6. 6. Element nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens eine durchgehende, um ein Vielfaches des Mikrolochdurchmessers grössere Öffnung zum Durchwachsen des Gewebes vorgesehen ist.
  7. 7. Element nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass auf dem oder im Element zumindest ein Depot zumindest eines den Anheilprozess des Körpergewebes auf dem Element begünstigenden und/oder beschleunigenden Mittels vorgesehen ist.
  8. 8. Element nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens ein Depot im Element unter dessen Oberfläche vorgesehen ist.
  9. 9. Element nach Anspruch 7 oder 8, dadurch gekennzeichnet, dass das Mittel angereichertes Vollblut oder Plasma des Patienten, in den das Element chirurgisch implantiert werden soll, enthält.
  10. 10. Element nach den Ansprüchen 7 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Mittel Substanzen enthält mit Membranwirkung und/oder Mineralsubstanzen und/oder blutge-fässerweiternden Substanzen und/oder koagulationsregulie-renden Substanzen und/oder Vitaminen und/oder wachstumsfördernden Hormonen.
  11. 11. Element nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass das zumindest eine Depot Aminosäuren enthält.
  12. 12. Element nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass das zumindest eine Depot ein Phosphat enthält.
  13. 13. Element nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass das zumindest eine Depot ein Breitbandantibiotikum enthält.
  14. 14. Element nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass das zumindest eine Depot Leukozyten im Überschuss und/oder Interferon enthält.
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