DE10055465A1 - Knochenersatzwerkstoff und Verfahren zur Herstellung eines Knochenersatz-Implantats - Google Patents

Knochenersatzwerkstoff und Verfahren zur Herstellung eines Knochenersatz-Implantats

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DE10055465A1
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Abstract

Ein Knochenersatzwerkstoff, insbesondere für die Versorgung von Knochendefekten nach operativen Eingriffen weist folgende Hauptbestandteile auf: DOLLAR A - ein Matrixwerkstoff (2) aus einem biokompatiblen, lasersinterbaren, insbesondere thermoplastischen Polymermaterial, und DOLLAR A - in den Matrixwerkstoff (2) zumindest teilweise eingebettet Füllstoffpartikel (3) aus anorganischen, nichtmetallischen, insbesondere bioinerten oder bioaktiven Materialien.

Description

Die Erfindung betrifft einen Knochenersatzwerkstoff, insbesondere für die Versorgung von Knochendefekten nach operativen Eingriffen, ein Verfah­ ren zur Herstellung eines Knochenersatz-Implantats aus einem solchen Knochenersatzwerkstoff und ein Knochenimplantat selbst.
Die vorliegende Erfindung liegt auf dem Gebiet der Implantatmedizin im Zusammenhang mit Knochendefekten, wie z. B. nach einer Tumorresektion, Traumabehandlung oder bei der Rekonstruktion angeborener Fehlbildun­ gen. Hauptanwendungsgebiet sind Defekte von Schädelkalotte und Orbita­ dach und alle weiteren Knochendefekte, die rekonstruktive oder funktions­ bedingte Eingriffe am Patienten nötig machen. Daraus ergeben sich für die Entwicklung sogenannter "Taylored Implants" folgende Entwicklungsziele:
  • - Entwicklung von Prothesen und Implantaten., welche die bildgebende Diagnostik nicht stören,
  • - Entwicklung von Prothesen mit einem dem Knochen angepaßten E- Modul und einer im Belastungsfall ausreichenden Festigkeit,
  • - Optimale Fixierung und Positionierung der Prothesen und Implantate im/am Knochen,
  • - Verfolgungsmöglichkeit des postoperativen Verlaufes durch bildge­ bende Diagnostik,
  • - Individuelle, aus ästhetischen Gründen dem Patienten angepaßte Im­ plantatgeometrie,
  • - Überprüfung der Passgenauigkeit der Implantate an anatomischen Fak­ similes und
  • - Geringe Patientenbelastung.
Zum Hintergrund der Erfindung und zum Stand der Technik ist auf folgen­ des zu verweisen:
Bei der Rekonstruktion und Versorgung von knöchernen Defekten werden körpereigene (autogene) und körperfremde (alloplastische) Materialien ein­ gesetzt.
Die Verwendung körpereigenen Knochens oder Knorpels besitzt den Nachteil, daß eine zweite Operation an einer weiteren Stelle des Patienten zur Entnahme des autogenen Materials nötig ist. Dies kann zu einer Beein­ trächtigung der Spenderregion meist Wadenbein, Rippe oder Beckenkamm fuhren. Es entsteht eine zusätzliche Belastung für den Patienten. Eine weitere Beschränkung liegt in der Menge des zur Verfügung stehenden Transplantatmaterials. Ein Nachteil besteht auch in nicht vorhersagbaren Um- und Abbauprozessen von transplantierten Knochen, die bei vollständi­ gem Abbau des Transplantats nach einigen Jahren zu erneuten operativen Eingriffen am Patienten führen.
Die Versorgung von Knochendefekten mittels alloplastischer Materialien konzentriert sich auf die Verwendung von Methylmetacrylaten und Titan. Der große Vorteil von körperfremden Materialien liegt in der unbegrenzten Verfügbarkeit. Biologisch verträgliche alloplastische Materialien (Kunststoff, Keramik, Metall) werden in den verschiedensten Bereichen der modernen Medizin bereits erfolgreich und komplikationsfrei als Im­ plantate eingesetzt. Diese Materialien benötigen dementsprechend keine zusätzliche Entnahmestelle am Knochen und unterliegen im menschlichen Körper in der Regel keinen Um- oder Abbauprozessen.
Die Verwendung von Polymethylmetacrylaten führt durch die Aushärtung der Kunststoffmasse während der Operation zu verschiedenen Komplika­ tionen. Insbesondere die Hitzeentwicklung während der Polymerisation und die Monomerfreisetzung nach unvollständiger Reaktion können zu Entzün­ dungsreaktionen führen. Weiterhin muß das Implantat im plastischen Zu­ stand vorgeformt und danach ausgehärtet werden. Eine Folge ist, daß durch die vollständige Aushärtung eine Formänderung eintritt, die eine Nachbe­ arbeitung erforderlich macht.
Entscheidend bei der Versorgung von Knochendefekten ist neben der äs­ thetischen Anpassung in erster Linie die Passgenauigkeit zu den Defekträn­ dern. Das durch die sterile Abdeckung eingeschränkte Operationsfeld er­ laubt während der Operation keine umfassende Beurteilung der Kontur. Der exakten individuellen Anpassung sind daher Grenzen gesetzt.
Wünschenswert sind daher Implantatformen, die gezielt dem Patienten an­ gepaßt werden. Mittels Computertomographie (CT) können knöcherne Strukturen exakt abgegriffen und die daraus gewonnenen 3D-Daten für die Implantatfertigung genutzt werden. Basierend auf diesen Datensätzen wer­ den bereits individuelle Hüftendoprothesen und Kranioplastiken über das Computer Aided Design- und Manufacturing (CAD/CAM) aus dem Werk­ stoff Titan gefertigt.
Der Nachteil dieser metallischen Implantate sind Komplikationen oder Ar­ tefakte, die bei der bildgebenden Diagnostik über Röntgen, Computertomo­ graphie (CT) oder Kernspintomographie (MRI) entstehen. Besonders nachteilig wirken sich diese Artefakte für die exakte Beurteilung des post­ operativen Heilungsverlaufes und insbesondere bei jüngeren Patienten aus, die aufgrund einer anderen medizinischen Indikation genau auf eine derar­ tige bildgebende Diagnostik im Gebiet des Implantats angewiesen sind.
Ebenfalls kritisch wird in der Fachliteratur bei Langzeitanwendungen von Metallen die Freisetzung von Metallionen und deren Wirkung auf den Or­ ganismus diskutiert. Weiterhin kann es aufgrund der stark variierenden E- Modul-Werte von Metallimplantat und Knochengewebe (Ti: 110 GPa, Knochen: spongiös 0,5-3 GPa, cortical 10-25 GPa) zum Knochenabbau infolge des sogenannten "stress shielding"-Effektes kommen. Ein weiterer Nachteil beim Einsatz von Metallen ist, daß diese zur Gruppe der inerten Materialien gehören, so daß sich in der Regel keine kraftschlüssige Verbin­ dung zwischen Implantat und Empfängergewebe ausbilden kann. Die Fixie­ rung des Metallimplantates am Knochen erfolgt daher durch Schrauben und Platten.
Angesichts dieser bekannten Lösungen und ihrer Nachteile bzw. Beschrän­ kungen besteht die Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, einen Kno­ chenersatzwerkstoff bereitzustellen, der eine kraftschlüssige Anbindung an den Knochen ermöglicht, dessen E-Modul an den des Knochens angepaßt ist und der über ein schnelles und einfaches Verfahren zu individuell ge­ formten, patientenspezifischen Endoprothesen zu verarbeiten ist.
Diese Aufgabe wird durch die im Kennzeichnungsteil der Ansprüche 1, 6 bzw. 10 angegebenen Merkmale gelöst. Kern der Erfindung ist dabei die Auswahl der an dem erfindungsgemäßen Knochenersatzwerkstoff beteilig­ ten Materialien, die im Hinblick auf die ganz unterschiedlichen Aufgabe­ stellungen einen optimalen Kompromiß darstellen. Ausgegangen wird da­ bei von einer Mischung aus einem biokompatiblen, lasersinterbaren Poly­ mermaterial als Matrixwerkstoff und Füllstoffpartikeln aus anorganischen, nichtmetallischen Materialien wie z. B. Keramikpulver. Auch ein Poly­ mer/Keramik-Compound in Pulverform ist möglich. Die anorganischen Füllstoffe sind zumindest bioinert oder vorzugsweise bioaktiv, wie z. B. osteoinduktiv oder osteokonduktiv.
Bezüglich der Materialauswahl für die biokompatiblen Polymermaterialien stehen eine Vielzahl von Kunststoffen zur Verfügung, wie z. B. Polyethy­ len, Polypropylen, Polyethylenterephthalat, Polyvinylchlorid, Polyamid, Polyurethan, Polysulfon, Polysiloxan oder Polytetraflourethylen. Besonders bevorzugt ist das Material Polyetheretherketon (PEEK), das zur Gruppe der Hochtemperaturthermoplasten gehört. Nähere Ausführungen hierzu sind der Erörterung des Ausführungsbeispiels entnehmbar.
Für die Füllstoffpartikel eignen sich u. a. Calciumphosphate, biokompatible Glaspartikel, wie sie unter der Marke "Bioglas" kommerziell verfügbar sind, oder Kohlenstoffpartikel. Diese Partikel können in Form von Fasern, Kugeln, Whiskern oder Platelets vorliegen. Ihre Teilchengröße liegt vor­ zugsweise im Bereich von 0,1 bis 200 µm, was im übrigen auch für die Partikelgröße des pulverförmigen Rohmaterials bei der erfindungsgemäßen Herstellung eines Knochenersatz-Implantats zutrifft.
Die Füllstoffpartikel weisen bevorzugtermaßen einen Gewichtsanteil von 5 bis 80% bezogen auf die Werkstoffgesamtmenge auf.
Das gemäß Anspruch 6 vorgesehene Verfahren zur Herstellung eines Kno­ chenersatz-Implantats aus dem erfindungsgemäßen Knochenersatzwerkstoff setzt auf das im Zusammenhang mit dem sogenannten "Rapid Prototyping " bekannte Verfahren des Laserstrahlsinterns auf. Das Laserstrahlsintern ist ein generatives Verfahren, mit dessen Hilfe direkt aus einem 3D-Datensatz Bauteile hergestellt werden können. Über das Laserstrahlsintern können kurzfristig formkomplizierte Bauteilstrukturen einschließlich Hinterschnei­ dungen gefertigt werden. Im Gegensatz zu spanenden Verfahren entsteht das Werkstück durch einen Werkstoffauftrag. Der entscheidende Vorteil des Laserstrahlsinterns von Kunststoffen ist die hohe Flexibilität mit der innerhalb kürzester Zeit komplizierte und individuell geformte Bauteil­ strukturen gefertigt werden können. Insoweit ist dieses Verfahren auch für die Herstellung eines Knochenersatz-Implantats hervorragend geeignet, da derartige Werkstücke grundsätzlich jeweils individuell anzufertigen sind.
Schließlich ist es erfindungsgemäß vorgesehen, die Füllstoffpartikel derart in den Matrixwerkstoff aus dem biokompatiblen Polymermaterial einzu­ betten, daß diese Füllstoffpartikel an der Implantatoberfläche nur teilweise in den Matrixwerkstoff eingebettet sind. Insbesondere bei Verwendung von bioaktiven Füllstoffen, wie Calciumphosphaten oder den erwähnten bio­ kompatiblen Glaspartikeln ist dann keine dauerhafte Verankerung durch Fixierungsmittel notwendig, da durch die freiliegenden Füllstoffpartikel ein kraftschlüssiges Verwachsen zwischen dem Knochen und dem daran anlie­ genden Implantat erzielt wird. Weitere Funktionen der Füllstoffpartikel liegen darin, daß durch ihren Anteil im Matrixwerkstoff die mechanischen Eigenschaften des Knochenersatzwerkstoffes, wie E-Modul, Festigkeit und Kriechverhalten an das umliegende Knochengewebe adaptierbar sind. Fer­ ner sind solche anorganischen Füllstoffe vorteilhaft zur Sichtbarmachung des polymeren Implantates auf röntgenographischen Aufnahmen, wobei jedoch die bildgebende Diagnostik durch diese Füllstoffe nicht gestört wird. Schließlich beeinflussen die anorganischen Füllstoffpartikel in positi­ ver Weise das Schrumpfverhalten des Matrixwerkstoffes, in dem ein solches Schrumpfen weitgehend unterbunden wird. Die aus dem Knochener­ satzwerkstoff hergestellten Implantate weisen daher also eine hohe Maß­ haltigkeit auf.
Weitere Merkmale, Einzelheiten und Vorteile der Erfindung ergeben sich, aus der nachfolgenden Beschreibung, in der ein Ausführungsbeispiel des Erfindungsgegenstandes näher erläutert wird. Es zeigen:
Fig. 1 eine perspektivische, ausschnittsweise vergrößerte Schema­ darstellung eines Knochenersatz-Implantats,
Fig. 2 einen schematischen, extrem vergrößerten Teilschnitt durch die Grenzfläche zwischen Knochenersatz-Implantat und um­ liegenden Knochengewebe, und
Fig. 3 eine Prinzipdarstellung einer Lasersinteranlage zur Herstel­ lung eines Knochenersatz-Implantats.
Wie aus Fig. 1 deutlich wird, besteht ein lasergesintertes Knochenersatz- Implantat 1 aus einem Matrixwerkstoff 2 und darin eingebetteten Füllstoff­ partikeln 3. Bei dem Matrixwerkstoff handelt es sich um Polyethenether­ keton (PEEK), dessen Eigenschaftsprofil hervorragend für die Verwendung als Matrixwerkstoff ausgelegt ist. PEEK ist gekennzeichnet durch hervor­ ragende mechanische Eigenschaften, eine hohe chemische Beständigkeit und damit Langzeitbeständigkeit sowie eine hohe Strahlen- und Ver­ schleißbeständigkeit. Insoweit ist dieser Werkstoff für einen Einsatz im aggressiven Körpermilieu gut geeignet. Ein weiterer Vorteil dieses gegen­ über äußeren Einflüssen wenig anfälligen Materials liegt in seiner problemlosen Sterilisierbarkeit. Die Eignung dieses Materials für den medizi­ nischen Bereich wird auch durch die bestehende FDA-(American Food and Drug Association-)Zulassung dokumentiert.
Für den Einsatz von PEEK als Knochenersatzwerkstoff sind zwei Punkte zu beachten:
  • - PEEK wird, wie alle Kunststoffe, der Gruppe der bioinerten Materialien zugeordnet, d. h. daß das Implantat keine Verbindung mit dem Kno­ chengewebe eingehen kann.
  • - Der E-Modul von PEEK liegt mit 3,7 GPa im unteren E-Modulbereich des menschlichen Knochens (Spongiosa: 0,5-3 GPa; Compacta: 10-25 GPa), wobei in lasttragenden Endoprothesen ein dem Knochen ange­ paßter E-Modul eingestellt werden muß.
Die damit einhergehenden Probleme werden durch die Füllstoffpartikel 3 gelöst. Als besonders geeignet haben sich bioaktive Füllstoffe auf der Basis von Calciumphosphaten herauskristallisiert. Zur Gruppe der Calciumphos­ phate gehören z. B. der osteoinduktive Hydroxylapatit (Ca10(PO4)6(OH)2) und das osteokonduktive, vollständig resorbierbare Tricalciumphosphat (Ca3(PO4)2). Beide Materialien werden bereits in der Medizin als syntheti­ sches Knochenmaterial in meist granularer Form für die Auffüllung von Knochendefekten verwendet. Hydroxylapatit ist die anorganische minerali­ sche Phase im Zahn (98 Gew.%) und Knochen (60-70 Gew.%). Aufgrund der geringen Festigkeit sind Hydroxylapatit-Implantate nur für nicht­ lasttragende Anwendungen bei kleinen Knochendefekten geeignet.
Durch die Zugabe solcher Füllstoffpartikeln wird zum einen der E-Modul und damit die Festigkeit des Materials an den jeweiligen Einsatzzweck an­ gepaßt und eingestellt. So erhöht sich der oben angegebene E-Modul von reinem PEEK bei Zugabe von 30% technischem Glas auf 10 GPa der Mi­ schung. Bei Zugabe von 30% Carbon wird ein E-Modul von 20 GPa er­ reicht.
Ferner wird durch die nur teilweise Einbettung der Füllstoffpartikel 3 im Bereich der Oberfläche S des Implantats 1 ein Anknüpfungspunkt für das Einwachsen von Knochengewebe 4 geschaffen. Durch dieses Anwachsen des Knochengewebes 4 an die Füllstoffpartikel 3 entsteht eine kraftschlüs­ sige Verbindung zwischen Implantat 1 und Knochengewebe 4, wie dies in Fig. 2 durch die aus dem Knochengewebe 4 in die Füllstoffpartikel 3 hin­ einreichenden Schraffurlinien bildlich angedeutet ist.
Die Herstellung des Knochenersatz-Implantats 1 erfolgt über eine in Fig. 3 schematisch dargestellte Lasersinteranlage. Dessen Kernstück ist ein CO2-Laser 5 mit einer Wellenlänge λ = 10,64 µm, dessen Strahl mit 6 be­ zeichnet ist. Über einen Auftragsbehälter 7 wird pulverförmiges Aus­ gangsmaterial 8, bestehend aus dem pulverförmigen Matrixwerkstoff 2 und den Füllstoffpartikeln 3 in einer Schichtdicke 9 auf eine Bauplattform 10 aufgebracht. Oberhalb dieser Bauplattform 10 liegt der Bauraum 11 für das Implantat. Die Bauplattform 10 ist über einen schematisch angedeuteten Höhenantrieb 12 in vertikaler Richtung verfahrbar.
Zur Vorbereitung der Herstellung eines Implantats 1 werden durch geeig­ nete Vermessungsverfahren, wie beispielsweise die Computertomographie, die dreidimensionalen Geometriedaten für das Implantat 1 ermittelt und in ein entsprechendes CAD/CAM-System 13 eingeben. Die entsprechenden Daten werden in geeigneter Weise eingelesen und bearbeitet, damit der gesamte Sinterprozeß vollautomatisch gesteuert werden kann. Entsprechend der gewünschten Bauteilgeometrie wird nun der Laserstrahl über einen vom CAD/CAM-System 13 gesteuerten Scannerspiegel 14 und eine entspre­ chende Fokussieroptik 15 über die jeweils oberste Schicht des Pulvers 8 geführt. In dem abgescannten Bereich werden der Matrixwerkstoff 2 und die Füllstoffpartikel 3 durch Aufschmelzen zusammengesintert und ver­ klebt. Anschließend wird die Bauplattform 10 um die Schichtdicke 9, die in Abhängigkeit von Pulverkorngröße 10-250 µm betragen kann, nach unten gefahren und eine neue Schicht Pulvermaterial 8 aus dem Auftragsbehälter 7 aufgebracht. Es wird wiederum entsprechend den CAD-Daten des Im­ plantats 1 ein bestimmter Bereich dieser Schicht vom Laser 5 abgescannt und das Polymermaterial und die Füllstoffpartikel miteinander versintert. Dabei findet auch eine fester Verbindung mit der vorher gesinterten Schicht statt. Dieser Vorgang wird sukzessiv wiederholt, bis das gesamte Implantat 1 fertiggestellt ist.
Bei der Wahl des Lasers 5 ist im übrigen darauf zu achten, daß das dazu verwendete Thermoplastmaterial für den Matrixwerkstoff eine gute Ab­ sorption im Wellenlängenbereich des Lasers 5 aufweist, damit die zum Schmelzen der Materialien benötigte Energiemenge aufgenommen werden kann. Ferner ist für eine optimale Verarbeitung der Kunststoffpulver die Erwärmung des Materiales im Auftragsbehälter 7 und im Bauraum 11 bis kurz unter die Glasübergangstemperatur Tg bzw. bei teilkristallinen Pul­ vern bis kurz oberhalb der Kristallitschmelztemperatur Tm notwendig. Bei­ spiele für diese Temperaturen für das Material PEEK sind Tg = 143°C und Tm = 334°C. Für Polyamid lauten die entsprechenden Werte Tg = 78°C und Tm = 260°C.
Durch die Verarbeitung eines Knochenersatzwerkstoffes aus biokompati­ blen Thermoplastwerkstoffen 2, wie z. B. Polyetheretherketon, und funktio­ nellen Füll- bzw. Verstärkungskomponenten 3, wie z. B. Hydroxylapatit über das Laserstrahlsintern ergeben sich zusammenfassend mehrere Vor­ teile:
  • - Anpassung des E-Moduls des Implantates 1 an den des Knochens 4 über die Variation des Füllstoffgehaltes,
  • - direktes kraftschlüssiges Verwachsen des Implantates 1 mit dem Kno­ chengewebe 4 durch eingelagertes Calciumphosphat 3,
  • - die strukturierte Oberfläche des lasergesinterten Implantates 1 wirkt stimulierend auf ein kraftschlüssige Verwachsen mit dem umgebenden Knochengewebe 4,
  • - im Gegensatz zu metallischen Implantaten ergeben sich keine Kompli­ kationen oder Artefakte bei der bildgebenden Diagnose über Röntgen, CT oder MRI,
  • - schnelle und direkte Implantatherstellung aus einem 3D-Datensatz (CT-Daten),
  • - an den Patienten angepaßte, individuelle Endoprothesegeometrie,
  • - Verkürzung der Operationszeit und der Belastung für den Patienten.

Claims (10)

1. Knochenersatzwerkstoff, insbesondere für die Versorgung von Kno­ chendefekten nach operativen Eingriffen, gekennzeichnet durch fol­ gende Hauptbestandteile:
ein Matrixwerkstoff (2) aus einem biokompatiblen, lasersinterbaren, insbesondere thermoplastischen Polymermaterial, und
in den Matrixwerkstoff (2) zumindest teilweise eingebettete Füll­ stoffpartikel (3) aus anorganischen, nichtmetallischen, insbesondere bioinerten oder bioaktiven Materialien.
2. Knochenersatzwerkstoff nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß als biokompatible Polymermaterialien vorzugsweise Polyethe­ retherketon (PEEK) oder Polyethylen (PE), Polypropylen (PP), Polye­ thylenterephthalat (PET), Polyvinylchlorid (PVC), Polyamid (PA), Po­ lyurethan (PUR), Polysulfon (PSU), Polysiloxan oder Polytetrafluo­ rethylen (PTFE) verwendbar sind.
3. Knochenersatzwerkstoff nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Füllstoffpartikel (3) aus Calciumphosphaten, biokom­ patiblen Glaspartikeln oder Kohlenstoffpartikeln bestehen.
4. Knochenersatzwerkstoff nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Füllstoffpartikel (3) in Form von Fasern, Ku­ geln, Whiskern oder Platelets vorliegen.
5. Knochenersatzwerkstoff nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Füllstoffpartikel (3) eine Teilchengröße im Bereich von 0,1 bis 200 µm aufweisen.
6. Verfahren zur Herstellung eines Knochenersatz-Implantats aus dem Knochenersatzwerkstoff nach einem der Ansprüche 1 bis 5, gekenn­ zeichnet durch folgende Verfahrensschritte:
  • - Bereitstellen eines als pulverförmiges Gemisch oder Compound- Material aus biokompatiblem, lasersinterbaren, insbesondere thermoplastischen Matrix-Polymermaterial (2) und Füllstoffpartikeln (3) aus anorganischen, nichtmetallischen, insbesondere bioinerten oder bioaktiven Materialien vorliegenden Ausgangsmaterials (8),
  • - schichtweises Anordnen des Ausgangsmaterials (8) in einer Pulver­ schicht (9),
  • - Lasersintern einer Lage des Implantats (1) entsprechend vorgegebe­ ner Daten der Implantatgeometrie unter Verfestigung des Matrix- Polymermaterials (2) und zumindest teilweiser Einbettung der Füll­ stoffpartikel (3), sowie
  • - sukzessives Wiederholen der beiden vorstehenden Schritte unter Verbindung einer gesinterten Schicht mit der vorher gesinterten Schicht bis zur Fertigstellung des Implantats (1).
7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß das Laser­ sintern derart erfolgt, daß Füllstoffpartikel (3) an der Oberfläche (S) des Implantats (1) freiliegen.
8. Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Partikelgröße des pulverförmigen Matrix-Polymermaterials (2) zwi­ schen 0,1 und 200 µm liegt.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß das Ausgangsmaterial (8) vor dem Lasersintern materialabhängig auf eine Temperatur kurz unter der Glasübergangstemperatur oder bei teilkristallinen Materialien kurz über der Kristallitschmelztemperatur erwärmt wird.
10. Knochenimplantat bestehend aus einem Knochenersatzwerkstoff nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Füll­ stoffpartikel (3) an der Implantatoberfläche (S) nur teilweise in den Matrixwerkstoff (2) eingebettet sind.
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