DE10060036C1 - Anorganisches resorbierbares Knochenersatzmaterial - Google Patents
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- A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
- A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants
Abstract
Die Erfindung betrifft ein anorganisches resorbierbares Knochenersatzmaterial auf der Basis von Calciumphosphaten. DOLLAR A Das Material ist dadurch gekennzeichnet, dass es ein lockeres Kristallgefüge besitzt. d. h. die Kristallite sind nicht wie in einem Festkörper (Keramik) dicht zusammengefügt, sondern nur über einige Molekülgruppen miteinander verbunden. Das Volumen, das im natürlichen Knochen vom Kollagen eingenommen wird, ist in dem Material als interkonnektierende Poren im Nanometerbereich vorhanden. Eine zweite Porengröße, ebenfalls interkonnektierend und im Bereich von einigen Mikrometern, ermöglicht ein Einwachsen von Kollagenfasern bei der Gewebebildung. Diese Fasern sind Keimbildner für die einsetzende Biomineralizierung (Bildung des körpereigenen biologischen Apatits). Das Material enthält eine dritte interkonektierende Porenkategorie, die der Spongiosa nachempfunden ist und damit im Bereich von ca. 100 mum bis 1000 mum liegt und damit ein Einwachsen von Blutgefäßen ermöglicht, wodurch die Resorption und die Knochenneubildung nicht nur als Front vom gesunden Knochen aus erfolgt, sondern aus dem gesamten Defekt heraus geschieht. DOLLAR A Die hohe innere Oberfläche des Materials ermöglicht es, körpereigene oder synthetische Wachstumsfaktoren zu binden.
Description
Die Erfindung betrifft ein anorganisches resorbierbares Knochenersatzmaterial auf der Basis
von Calciumphosphaten.
Die Transplantation von Knochen ist nach der Applikation von Blutbestandtteilen die zweit
häufigste Transplantationsform beim Menschen [1]. So wurden in den USA 1993 250000
Knochentransplantationen durchgeführt [2]. Der Ersatz posttraumatischer, als Folge von
Osteomyelitiden und Tumoroperationen auftretender sowie osteoporotischer Knochendefekte
ist von eminenter klinischer Bedeutung, da nur auf diese Weise eine funktionell umfassende
Rehabilitation möglich ist.
Das als "goldener Standard" bezeichnete Verfahren der Entnahme autologen Knochens, meist
aus dem Hüftkamm, zieht zusätzliche Kosten, Risiken und Belastungen des Patienten nach
sich und es bestehen Grenzen hinsichtlich der zur Verfügung stehenden Knochenmenge. Die
teilweise ausgedehnten Entnahmedefekte schmerzen oft noch sehr lange und es besteht ein
erhöhtes Infektionsrisiko. Zur Vermeidung dieser Probleme wurden verschiedene alloplasti
sche und allogene Materialien entwickelt, von denen bisher keines klinisch zufriedenstellende
Ergebnisse zeigte [3]. Bisherige Verfahren der Defektauffüllung oder -regeneration (Bank
material, Kunststoffe, anorganische Werkstoffe) haben Nachteile und Risiken wie Virusin
fektion, fibröse Umgebungsreaktion, Avitalität oder fehlende Resorption.
Die Entwicklung einer innovativen Gruppe von anorganischen Biomaterialien als Alternative
zur autologen Osteoplastik stellt einen erheblichen Fortschritt dar, da eine Sekundäroperation
mit ihren erhöhten Kosten, Risiken und Beschwerden vermieden werden kann und die Nach
teile weiterer Verfahren, wie z. B. die Übertragung von Krankheiten (HIV, Hepatitis, Enze
phalitis, u. a.) oder schwere Immunreaktionen auf das Implantat prinzipbedingt unterbleiben.
Bei einer Verkürzung der Einheilphase bis zur Belastungsfähigkeit resultiert ein bedeutender
Qualitätsgewinn für die Betroffenen.
Knochengewebsregeneration kann auf drei verschiedene Arten erfolgen: Osteogenese,
Osteoinduktion sowie Osteokonduktion [4]. Ostekonduktion bedeutet aus vorhandenem Kno
chengewebe entspringendes Wachstum entlang einer Leitstruktur, während man eine Stimu
lation der Differenzierung von Lagergewebszellen zu Osteoblasten als Osteoinduktion be
zeichnet. Osteogenese hingegen stellt eine Knochenneubildung aus vitalen, verpflanzten Kno
chenzellen dar.
Als wesentliche Forderung für ein Knochenersatzmaterial steht die Resorbierbarkeit. Kno
chen durchläuft kontinuierlich eine Phase eines Auf- und Abbaus, Remodeling genannt. Ein
Knochenersatzmaterial soll nun an diesem Remodeling teilnehmen und damit in einer gewis
sen Zeit (je nach Defektgröße ca. 12 Monate) durch natürlichen Knochen ersetzt werden. Der
Abbau des natürlichen Knochens erfolgt durch Osteoklasten. Bei einem idealen Knochener
satz soll die Resorption auch durch Osteoklasten erfolgen, da hiermit der Abbau des Materials
an die Knochenneubildung gekoppelt ist. Alle anderen Resorptionsmechnismen laufen letzt
endlich über eine resorptive Entzündung, die - insbesondere wenn sie zu stark wird - immer
einer Gewebeneubildung hemmt.
Knochen ist ein "Verbundmaterial" aus einem anorganischen mineralischen Anteil und einem
organischen Anteil (Kollagen).
Das Mineral ist biogenes Hydroxylapatit (HA), ein Calziumphosphat. Reines HA hat die
Strukturformel Ca10(PO4)6(OH)2. Biogenes HA weist dagegen einige Substitutionen auf. So
finden sich Mg, F und Cl (< 1 Gew.-%) gegen Ca substituiert und CO3-Gruppen anstelle von
PO4-Gruppen (5,8 Gew.-% in Knochen) [15]. Die Kristallstruktur der Minerale ist hexagonal,
wobei die Gitterparameter dem des synthetischen HA weitgehend entsprechen (Abweichun
gen in der 3. Dezimale, Angström-Bereich). Die zwischen den Kollagenfasern angeordneten
Minerale weisen eine ausgeprägte Plättchenform auf. Die mittleren Abmessungen betragen
45 nm × 30 nm × 3 nm. Elektronenmikroskopische Untersuchungen belegen, dass es sich um
Einkristalle mit Baufehlern handelt [16], wahrscheinlich hervorgerufen durch die genannten
Substitutionen. Die Mikrostruktur des Kollagen-Mineral-Verbundes lässt sich kurz wie folgt
beschreiben. Kollagenfibrillen ordnen sich entsprechend der äußeren Belastung zu parallelen
Bündeln. Diese werden durch zwischen den Fibrillen angeordnete HA-Kristalle mechanisch
verstärkt. Die Plättchen liegen dabei flach auf den Fibrillen, wobei die kristallografische c-
Achse der Minerale parallel zur Fibrillenlängsachse orientiert ist. Der Ort der Anlagerung an
die Kollagenfasern ist durch die hierarchische Struktur des Kollagens (Molekül-Prokollagen
(Tripelhelix)-Mikrofibrille) bestimmt. Prokollagenmoleküle lagern sich parallel mit einer
charakteristischen Versetzung zusammen. In Längsrichtung findet man 35 nm-Lücken zwi
schen den Prokollagenmolekülen. Letztlich ergibt sich eine Struktur mit einer 64 nm-Periode
[17]. Aus dieser Basisstruktur bilden sich durch orientiertes Zusammenlagern der Fibrillen
mehr oder weniger komplizierte Überstrukturen (Sehnen, Lamellenknochen, Geflechtkno
chen; Strukturmodelle siehe [18], [19] und [20]). Die Lücke zwischen den Prokollagenmole
külen wird als Ort der primären Keimbildung angesehen [19].
Für ein Knochenersatzmaterial ist es ideal, dass eine Porenstruktur, wie sie in der Spongiosa
vorliegt, vorhanden ist. D. h. es müssen interkonnektierende Poren von ca. 0.2 mm bis 0.8 mm
Durchmesser existieren. Dadurch ist es möglich, dass Blutgefäße in das Material einwachsen
und somit der remodeling Prozess erst möglich wird.
Poröse Biokeramiken aus Tricalciumphosphat (TCP)/Hydroxylapatit (HA) und
TCP/Monocalciumphosphat-monohydrat (MCPM) sind sowohl isoliert als auch in Kombina
tion mit BMP sowie Knochenmarkzellen für Osteokonduktion und -induktion Gegenstand
internationaler tierexperimenteller Forschungen [6-11]. Die offenporige gitterartige Struktur
von resorbierbaren TCP/HA fördert die Regeneratbildung [12]. Es gibt Hinweise, daß die
Integration und Regeneration bei makroporösen HA-Keramiken durch Resorption, Mikro
fraktur und erneute Osteokonduktion abläuft [13]. Durch Kombination mit BMP (bone
morphogenic protein [14]) bzw. Osteoprogenitor-Zellen könnte eine weitere Steigerung des
Regenerationspotentials durch zusätzliche Osteoinduktion erreicht werden.
Als Knochenersatz erweist sich ein Verbundmaterial aus organischen und anorganischen
Materialien als ungünstig, da körperfremde organische Bestandteile Abstoßreaktionen des
Körpers (Immunreaktionen) verursachen bzw. zu unerwünschten resorptiven Entzündungen
führen.
In der Patentliteratur eine Vielzahl von porösen Keramiken als Knochenersatz beschrieben. In
U.S. Patent 5,133,756 A; 1992 wird die Keramik aus der Spongiosa von Rinderknochen herge
stellt und hat damit die geforderte Porenstruktur. Die gesamte organische Matrix wird entfernt
und der keramische Anteil wird bei Temperaturen von 1100°C bis 1500°C getempert.
Ein anderes Verfahren (U.S. Patent 4 861 733 A; 1989) geht vom Gerüst natürlicher Korallen
aus und wandelt das Kalziumcarbonat in einem hydrothermalen Prozeß in Kalziumphosphat
um. Der Vorteil dieser Verfahren ist, daß die Porenstruktur (Größenverteilung, Morphologie)
ideal zum Einwachsen des Knochengewebes ist.
Der entscheidende Nachteil dieser Keramiken ist, daß sie nicht resorbierbar sind. Für die be
schriebenen Materialien bedeutet das, daß das Knochengewebe zwar ausgezeichnet in die
Porenstruktur hinein wächst. Das feste Kristallgefüge der Keramik ist jedoch nicht am Kno
chenremodeling beteiligt. Es bleibt daher ein Fremdkörper und beeinflußt die mechanischen
Eigenschaften. Insbesondere beim Knochenwachstum kommt es zu Entzündungen im Über
gang vom Gewebe zur Keramik.
Resorbierbare Keramiken werden auf der Basis von Tricalciumphosphat beschrieben (US 5141511 A,
1992). Auch hierbei handelt es sich um ein festes, durch Sinterprozesse entstande
nes Kristallgefüge. Poren werden nur in der Größenordnung der Spongiosa in das Material
eingebracht. Die Resorption erfolgt auf der Basis der Löslichkeit des Tricalciumphosphates.
Damit tritt lokal eine erhöhte Ionenkonzentration auf und es kommt zu einer resorptiven Ent
zündung.
Bioaktive Gläser werden ebenfalls als Knochenersatzmaterial angeboten (US 6054400 A, 2000;
US 5658332 A, 1997). Das anorganische Material liegt hier als glasiger Festkörper vor. Poren in
der Größenordnung der Spongiosa erlauben ein Einwachsen des Gewebes. Kleinere Poren
liegen in dem Material nicht vor.
Auch Glaskeramiken werden als Knochenersatz angeboten (US 5981412 A, 1999). Sie sind mit
den bioaktiven Gläsern zu vergleichen, wobei das Calciumphosphat als kristalline Kompo
nente in einer Glasmatrix vorliegt.
Als weitere Stoffgruppe für den Einsatz als Knochenersatz wurden Calciumphosphatzemente
entwickelt (US 5997624 A , 1999; US 5525148 A, 1996). Entscheidender Nachteil dieser Stoffgrup
pe ist es, dass keine definierten interkonnektierenden Poren in das Material eingebracht wer
den, womit sie auf sehr kleine Knochendefekte beschränkt sind.
Allgemein ist festzustellen, dass Hydroxylapatitkeramiken bzw. Hydroxylapatitkörper mit den
unterschiedlichsten Porenstrukturen bekannt sind, dass ihnen jedoch allen gemeinsam ist, dass
dem für die charakteristischen festen Kristallgefüge bzw. der nicht näher beschriebenen Kri
stallgefüge die Fähigkeit zur Resorption fehlt.
US 5549 123 A, die z. B. ein Verfahren zur Erreichung einer bestimmten Porosität
offenbart, enthält keine Beschreibung des Kristallgefüges, lediglich in Anspruch 8 wird ganz
allgemein von Calciumphosphat gesprochen.
Beispielsweise zeigt DE 299 22 585 U1 einen Knochendefektfüller aus phasenreinem
β-Tricalciumphosphat mit zwei Porensystemen. Das Kristallgefüge als entscheidendes cha
rakteristisches Merkmal wird nicht näher beschrieben. β-Tricalciumphosphat hat gegenüber
Hydroxylapat den Nachteil, dass durch die Löslichkeit eine erhöhte Ca-Ionenkonzentration
auftritt und damit die Gewebeneubildung durch eine resorptive Entzündung gehemmt wird.
GB 23 48 872 A betrifft einen porösen Calciumphosphat-Körper mit Poren von 50 µm
an aufwärts, der das charakteristische Kristallgefüge der später beschriebenen Erfindung
nicht aufweist. Damit werden auch die wesentlichen neuen Eigenschaften des erfindungsge
mäßen Materials nicht erreicht.
Ferner ist auf die DE 198 25 419 A1 und die US 6013 591 A zu verweisen, wonach es
bekannt ist, Calciumphosphatkeramiken mit Poren im Nanometerbereich herzustellen. Auch
hier wird das entscheidende Kristallgefüge nicht beschrieben.
Der vorliegenden Erfindung liegt demgegenüber die Aufgabe zugrunde ein Knochenersatz
werkstoff zu liefen, der eine Bildung von Knochengewebe unterstützt (der also osteokonduk
tiv bzw. osteoinduktiv ist) und der über die natürlichen Prozesse des Knochenremodeling re
sorbiert wird.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Material gelöst, das ein lockeres Kristallgefüge
von Calciumphosphaten besitzt, d. h. die Kristallite sind nicht wie in einem Festkörper (Ke
ramik) dicht zusammengefügt, sondern nur über einige Molekülgruppen miteinander verbun
den. Das Volumen, das im natürlichen Knochen vom Kollagen eingenommen wird, ist in
dem Material als interkonnektierende Poren im Nanometerbereich vorhanden. Eine zweite
Porengröße, ebenfalls interkonnektierend und im Bereich von einigen Mikrometern, ermög
licht ein Einwachsen von Kollagenfasern bei der Gewebebildung. Diese Fasern sind Keim
bildner für die einsetzende Biomineralizierung (Bildung des körpereigenen biologischen
Apatits). Das Material enthält eine dritte interkonektiernde Porenkategorie, die der Spongiosa
nachempfunden ist und damit im Bereich von 100 µm bis 1000 µm liegt und damit ein
Einwachsen von Blutgefäßen ermöglicht, wodurch die Resorption und die Knochenneubil
dung nicht nur als Front vom gesunden Knochen aus erfolgt, sondern aus dem gesamten De
fekt heraus geschieht.
Durch die Porenstruktur ist das entwickelte Material hervorragend geeignet, körpereigene
(z. B. Knochenmarksflüssigkeit) oder körperfremde (z. B. BMPs) osteoinduktive Komponenten
aufzunehmen. Hierdurch wird eine extreme Gewebefreundlichkeit und damit ein schnelles
Einwachsen von Knochengewebe erreicht.
Das lockere Kristallgefüge macht eine Resorption durch Osteoklasten möglich.
Als Calciumphospat wird vorrangig ein Hydroxylapatit verwendet, das in der Kristallitgröße
dem biologischen Apatit angepasst ist. Eine zweite lösliche Calciumphosphatkomponente (β-
Tricalciumphosphat oder Bruschit) kann als lokaler Calciumphosphatlieferant für die an den
Kollagenfasern beginnende Biomineralisierung gewählt werden. Die löslichen Komponenten
sollen in der Konzentration vorliegen, dass keine bzw. nur eine geringe resorptive Entzün
dung auftritt, die die Gewebeneubildung nicht verhindern soll.
In der Literatur wird zunehmend vom positiven Einfluss von SiO2 auf die Kollagen- und
Knochenbildung berichtet [21-26].
Die Ergebnisse wurden sowohl bei in vitro als auch bei in vivo Experimenten erhalten.
Calisle [21] berichtet, dass Silizium ein wichtiges Spurenelement bei der Bildung und Mine
ralisation der Knochen ist. Siliziummangel erzeugt bei Hühnern und Ratten im Tierexperi
ment einen defekten Knochenaufbau [22]. Das Silizium wird von verschiedenen Autoren in
unterschiedlichen Formen bei den Experimenten verwendet. So nutzen Keeting et al. [23]
siliziumhaltige Zeolite A für ihre Experimente und stellen einen positiven Einfluss auf das
Zellwachstum und die Zellteilung von kultivierten Zellen einer humanen Zelllinie fest. Hier
bei ist natürlich wichtig, dass damit auch andere Elemente, wie z. B. Aluminium, mit einer
negativen Wirkung in das System gelangen.
Der Einfluss von Silizium auf die Knochenbildung wird von Reffitt et al. [24] in vitro an
Zelllinien untersucht. Es wird eine Stimulierung der Kollagen Typ I Synthese festgestellt.
Im Tierexperiment wurde der Knochenmasseverlust von osteoporotischen Ratten untersucht
[25]. Hierbei wurde festgestellt, dass Ratten, die 500 mg Si pro kg Nahrung erhielten, keinen
Knochenmasseverlust zeigten im Gegensatz zu den Tieren, die kein Si in der Nahrung hatten.
Lyu [26] stellt mit in vitro Experimenten fest, dass Si eine bedeutende Rolle bei der Osteoge
nese spielt und eine Korrelation zwischen Osteogeneseaktivität und Si-Konzentration (von 10
bis 100'pm Si im Kulturmedium) besteht.
Der positive Aspekt des SiO2 bei der Knochenbildung wird durch das beschriebene Knoche
nersatzmaterial aufgegriffen, indem in das lockere Kristallgefüge des Knochenersatzmaterials
nanoporöses SiO2 eingefügt wird. Es wird nanoporöses SiO2 gewählt, um zum Einen eine
gute Löslichkeit zu realisieren und zum Anderen eine hohe innere Oberfläche zu realisieren.
Die Abb. 1 zeigt eine transmissionelektronenmikroskopische Aufnahme von Schnitten
des in Epoxid eingebetteten Biomaterials. Die glatten Flächen sind die mit Epoxid gefüllten
Poren. Deutlich zu erkennen ist das lockere Kristallgefüge, das durch unterschiedliche Calci
umphosphatpulver mit unterschiedlicher Kristallmorphologie beeinflusst werden kann. Für
dieses Beispiel wurde beim Calciumphosphat ein Verhältnis 60% Hydroxylapatit (HA) und
40% β-Tricalciumphosphat (TCP) gewählt. Die größeren Kristallite in der Abbildung sind die
löslichen β-TCP Anteile.
Die Porosität hat die Größenordnung der Kristallite. So existiert eine große Oberfläche, die in
vivo von Körperflüssigkeit benetzt wird.
Die Abbildung demonstriert gleichzeitig, daß im µm-Bereich ausgeprägte interkonnektieren
de Poren existieren (hier durch die TEM-Präparation mit Epoxid gefüllt), die ein ungehinder
tes Einwachsen von Kollagenfasern erlauben.
Das hier erkennbare lockere Kristallgefüge wird dadurch erreicht, dass ein molekulares SiO2-
Sol als Binder benutzt wird und dass beim Trocknen die SiO2-Moleküle zwischen den Kri
stalliten des Calciumphosphates liegen und damit die Kristallite locker miteinander verbinden.
Das Trocknen erfolgt bei Temperaturen kleiner als 400° Celsius, um ein Zusammensintern
der Calciumphosphat- und der SiO2-Gel-Komponenten zu verhindern. Das SiO2 liegt somit
als Xero-Gel vor. Die Abb. 1a zeigt eine Ausschnittsvergrößerung der Abb. 1. Es
ist deutlich zu erkennen, dass das Calciumphosphat ein sehr lockeres Kristallgefüge hat. Die
Packung der Kristalle ist so zu vergleichen mit der Anordnung des Calciumphosphates im
natürlichen Knochen. Wird die lockere Packung im natürlichen Knochen durch die zwischen
den Kristalliten liegenden Kollagenfasern erzeugt, so ist das SiO2-Gel zwischen den Kristal
liten für die Anordnung im Biomaterial verantwortlich.
Göttinger Minischweine wurden für die Tierexperimente genutzt. Die Tiere waren adult (ein
Jahr alt) und hatten ein Gewicht zwischen 25 und 30 kg. Die Knochendefekte überschritten
die kritische Größe von 5 cm3; ihre Abmessungen betragen ca. 3,0 cm.1,5 cm.1,5 cm. Sie
wurden in den Unterkiefer gesetzt, komplett mit dem Knochenersatzmaterial gefüllt und mit
Periost geschlossen. Nach 5 Wochen wurden die Schweine getötet, und die Unterkiefer ent
nommen und röntgenologische, histologische und rastermikroskopische Untersuchungen
durchgeführt. Die Tierversuche wurden nach 5 Wochen ausgewertet, um das Anfangsstadium
der Knochenregeneration zu studieren.
Im Randbereich ist eine gute Verknöcherung nachzuweisen. Histologische Schnitte aus dem
Randbereich dokumentieren eine sehr gute Knochenbildung Das Biomaterial wird von jungen
Knochen z. T. ummantelt (Abb. 2).
Es sind schon nach 5 Wochen deutliche Anzeichen der Resorption zu erkennen. Das ur
sprünglich "runde" Material hat Kanten und Ecken bekommen und zeigt Einbuchtungen, wie
sie typisch für Osteoklastenaktivitäten sind (Abb. 3). Zudem ist zu erkennen, dass die Mikro
meterporen des Materials von organischem Material durchsetzt sind. Die REM-Aufnahmen
bestätigen das eindrucksvoll. In Abb. 4 ist eine rasterelektronenmikroskopische Auf
nahme eines Schnittes aus der Mitte des Defekts und eine Ausschnittsvergrößerung darge
stellt. Im gesamten Defekt - auch zentral, wo die Knochenbildung noch nicht soweit vorange
schritten ist - sind die Mikroporen von Kollagenfasern durchzogen, die wiederum deutlich
eine Mineralisierung zeigen.
Die Abb. 5 zeigt einen demineralisierten histologischen Schnitt (Hämalaun Eosin). Es
ist zu erkennen, dass die großen Poren des Biomaterials ein vom Rand beginnendes Einwach
sen von Blutgefäßen erlauben.
Die Abb. 6 zeigt eine transmissionelektronenmikroskopische Aufnahmen von Schnitten
des in Epoxid eingebetteten Biomaterials. Die glatten Flächen sind wiederum die mit Epoxid
gefüllten Poren. Deutlich zu erkennen ist das lockere Kristallgefüge, das sich von dem in
Abb. 1 unterscheidet. Für dieses Beispiel wurde als Calciumphosphat reines Hydroxylapatit
(HA) verwendet.
Die Porosität hat die Größenordnung der Kristallite. So existiert eine große Oberfläche, die in
vivo von Körperflüssigkeit benetzt wird.
Die Abbildung demonstriert gleichzeitig, daß im µm-Bereich ausgeprägte interkonnektieren
de Poren existieren (hier durch die TEM-Präparation mit Epoxid gefüllt), die ein ungehinder
tes Einwachsen von Kollagenfasern erlauben.
Die Abb. 6a bis 6c zeigen Ausschnittsvergrößerungen der Abb. 6. Wie im Bei
spiel 1 wird auch hier das lockere Kristallgefüge durch SiO2-Moleküle erzeugt, die zwischen
den Calciumphosphatkristalliten liegen. Die weitere Behandlung erfolgt wie in Beispiel 1. Die
lockere Anordnung der Calciumphosphatkristallite ist auch hier mit der Anordnung der Calci
umphosphatkristallite im natürlichen Knochen vergleichbar.
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2000
,
1387
Claims (4)
1. Anorganisches resorbierbares Knochenersatzmaterial auf der Basis von Calciumphosphat,
dadurch gekennzeichnet,
- a) dass ein lockeres Kristallgefüge von Hydroxylapatit mit interkonnektierenden Poren im Nanometerbereich zwischen den Kristalliten vorliegt und die Kristallite, deren Größe dem biologischen Apatit angepasst ist, nur über wenige Molekülgruppen ver bunden sind, so dass die Volumenanteile, die im natürlichen Knochen durch das Kol lagen eingenommen werden, interkonnektierende Poren sind,
- b) dass das Knochenersatzmaterial zusätzlich durch interkonnektierende Poren in der Größenordnung von 1 µm bis 10 µm durchsetzt ist, die das Einwachsen von Kollagen fasern ermöglichen und
- c) dass das Knochenersatzmaterial weitere interkonnektierende Poren enthält, die der Spongiosa nachempfunden sind, im Größenbereich von 100 µm bis 1000 µm liegen und das Einwachsen von Blutgefäßen ermöglichen.
2. Anorganisches Knochenersatzmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es
aus Hydroxylapatit und einem löslichen Calciumphosphat besteht, dass durch die Löslich
keit eine schnelle Biomineralisierung der in die Mikrometerporen eingewachsenen Kolla
genbündel initiiert und in einer Konzentration vorliegt, die keine die Gewebeneubildung
hemmende resorptive Entzündung hervorruft.
3. Anorganisches Knochenersatzmaterial nach Anspruch 1 und 2, dadurch gekennzeichnet,
dass nanoporöses SiO2 in das lockere Kristallgefüge eingebaut ist.
4. Anorganisches Knochenersatzmaterial nach Anspruch 1 und 3, dadurch gekennzeichnet,
dass die innere Oberfläche durch synthetische oder körpereigene Wachstumsfaktoren be
legt ist.
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