Die
Transplantation von Knochen ist nach der Applikation von Blutbestandteilen
die zweithäufigste
Transplantationsform beim Menschen (Fox, R.: New bone The Lancet
339, 463f. (1992)). So wurden in den USA 1993 250000 Knochentransplantationen durchgeführt (Kenley
et al.: Biotechnology and bone graft substitutes. Pharmaceut. Res.
10, 1393 (1993)). Der Ersatz kongenitaler, 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.
In
der Literatur werden eine Vielzahl von porösen Materialien als Knochenersatz
beschrieben. 1992 wurde eine aus Rinderknochen hergestellte Keramik
publiziert, wobei die gesamte organische Matrix entfernt und der
keramische Anteil bei Temperaturen von 1100°C bis 1500°C getempert wird (Bauer G, Vizethum,
F. Process for producing a bone replacement material. US Patent
5,133,756; 1992).
Einige
Verfahren zur Herstellung von porösen Knochenersatzstoffen nutzen
das Gerüst
natürlicher
Korallen (Pollick S, Shors, EC, Holmes RE, Kraut RA. Bone formation
and implant degradation of coralline porous ceramics placed in bone
and ectopic sites. J Oral Maxillofac Surg 1995; 53(8): 915-23, White,
EW. Calcium phosphate bone substitute materials. US Patent 4,861,733;
1989), die eine ideale Porenstruktur (Größenverteilung, Morphologie)
für das
Einwachsen des Knochengewebes aufweisen.
Der
entscheidende Nachteil dieser Keramiken ist, daß sie nicht resorbierbar sind
(Jenssen SS, Aaboe M, Pinholt EM, Hjorting-Hansen E, Melsen F, Ruyter IE. Tissue
reaction and material characteristics of four bone substitutes.
Int J Oral Maxillofac Implants. 1996; 11(1): 55-66). Gebildeter
Knochen unterliegt einem ständigen
Umbau, auch als Remodeling bezeichnet, wobei Osteoklasten den Knochen abbauen
und die Osteoblasten ihn wieder aufbauen. Für die beschriebenen Materialien
bedeutet das, dass das Knochengewebe zwar ausgezeichnet in die Porenstruktur
hineinwächst,
während
der hochkristalline Hydroxylapatit der Keramik allerdings nicht
am Knochenremodeling beteiligt ist. Er bleibt daher ein Fremdkörper und
beeinflusst die mechanischen Eigenschaften des Knochenregenerates
ungünstig. Zudem
kommt es zu einer Entzündungsreaktion
im Grenzbereich von Gewebe und Keramik (Günther KP, Scharf H-P, Pesch
H-J, Puhl W. Einwachsverhalten von Knochenersatzstoffen. Orthopädie 1998;
27: 105-117, Sailer JD, Weber FE. Knochenersatzmaterialien. Mund
Kiefer Gesichts Chir 2000; 4 (Suppl.1) 384-391).
Poröse, auf
Hydroxylapatit (HA) basierende Materialien sind ein idealer Knochenersatz,
da sie durch eine spezielle Oberflächencharakteristik die Geweberegeneration
fördern.
In der Literatur wird im allgemeinen festgestellt, dass diese Keramiken
jedoch nicht im eigentlichen Sinne osteoinduktiv wirken (Heymann
D, Delecrin J, Deschamps C, Gouin F Padrines M, Passuti N. In vitro
assessment of associating osteogenic cells with macroporous calcium-phosphate
ceramics. Rev Chir Orthop Reparatrice Appar Mot 2001; 87(1): 8-17,
Osborne JF, Newesely H. The material science of calcium phosphate ceramics.
Biomaterials 1980; 1: 108-112, Vuola J, Taurio R, Goransson H, Asko-Seljavaara
S. Compressive strength of calcium carbonate and hydroxyapatite
implants after bonemarrow-induced osteogenesis. Biomaterials 1998;
19(1-3): 223-7).
Es erfolgt vielmehr ein stoffschlüssiger Knochenanbau (bonding)
durch die Proteinadsoption und die Anlagerung von Osteoblasten an
eine primär
das Implantat bedeckende biologische Apatitschicht (De Bruijn JD,
Klein CPAT, De Groot K, Van Blitterswijk CA. Ultrastructure of the
bonehydroxylapatit Interface in vitro. J Biomed Mater Res. 1992; 26:
1365-1382, Donath K, Hormann, K, Kirsch A. Welchen Einfluss hat
Hydroxylapatitkeramik auf die Knochenbildung? Dtsch Z Mund Kiefer
Gesichtschir. 1985; 9(6): 438-40).
Dagegen
stellt Yuan et. al (Yuan H, Kurashina K, de Bruijn JD, Li Y, de
Groot K, Zhang X. A preliminary study on osteoinduction of two kinds
of calcium phosphate ceramics. Biomaterials 1999; 20(19): 1799-806)
fest, dass in Abhängigkeit
von der Mikrostruktur der Keramik bei gleicher chemischer und kristallographischer
Struktur des Kalziumphosphates osteoinduktive Eigenschaften hervorgerufen
werden können.
Das
bedeutet, dass diese Materialien eine dystope Knochenbildung induzieren
können,
z.B. wenn sie unter die Haut ins Fettgewebe oder ins Muskelgewebe
implantiert werden, wo keine anderen osteoinduktiven Stimuli vorhanden
sind. Diese osteoinduktive Eigenschaften (bone formation in extraosseal
sites) wird bei verschiedenen Hydroxylapatit-Keramiken (HA-Keramiken) ebenfalls
hervorgerufen, wenn sie mit Knochenmarkzellen getränkt wurden (Heymann
D, Delecrin J, Deschamps C, Gouin F Padrines M, Passuti N. In vitro
assessment of associating osteogenic cells with macroporous calcium-phosphate
ceramics. Rev Chir Orthop Reparatrice Appar Mot 2001; 87(1): 8-17,
Vuola J, Taurio R, Goransson H, Asko-Seljavaara S. Compressive strength of
calcium carbonate and hydroxyapatite implants after bone-marrow-induced
osteogenesis. Biomaterials 1998; 19(1-3): 223-7). Der Nachteil im Stand
der Technik besteht jedoch darin, dass die Osteoinduktion nur in äußerst geringem
Umfang erfolgt, d.h. Knochen nur in mikroskopisch sichtbarem Umfang
gebildet wird. Viele Autoren vertreten die Meinung, dass eine Osteoinduktion
ausschließlich
durch so genannte „bone
morphogenetic proteins" (BMP's) hervorgerufen
werden kann, also rein anorganische Materialien diese Eigenschaft
nicht bewirken können (siehe z.B.
Sonobe J, Okubo Y, Kaihara S, Miyatake S, Bessho K.: "Osteoinduction by
bone morphogenetic protein 2-expressing adenoviral vector: application of
biomaterial to mask the host immune response." Hum Gene Ther. 2004 Jul; 15(7):659-68).
Dagulsi
beschreibt die Zellreaktion, Biodegradation und -resorption sowie
die Transformation in Karbonat-Hydroxylapatit eines zweiphasigen
Materials (HA/TCP), das als Formkörper, Beschichtung als auch
injizierbares Knochenersatzmaterial verwendet wurde (Dagulsi G.
Biphasic calcium phosphate concept applied to artificial bone, implant
coating and injectable bone substitute. 1998, 19(16): 1473-8).
Im
Rahmen der Entwicklung eines resorbierbaren Knochenersatzstoffes
wurde der Einfluss verschiedener Kalziumphosphate und Kombinationen von
Kalziumphosphaten auf die Entwicklung von Osteoblasten in vitro
untersucht. In einer vergleichenden Studie implantierten Oonishi
et al. verschiedene biokeramische Materialien in Femurkondylen ausgewachsener
Japanischer Weißer
Kaninchen und geben im Ergebnis folgende Resorptionsaktivitäten an: HA
mit geringem Kristallinitätsgrad,
OCP > TeCP, TeDCPD,
TeDCPA > αTCP, βTCP (Oonishi
H, Hench LL, Wilson J, Sugihara F, Tsuji E, Kushitani S, Iwaki H.
Comparative bone growth behavior in granules of bioceramic materials
of various sizes. J Biomed Mater Res 1999; 44(1): 31-43).
Sun
et al. stellten dabei fest, dass eine Kombination von Hydroxylapatit
und β-Tricalziumphosphat
(βTCP) eine
hemmende Wirkung auf das Wachstum der Osteoblasten hat (Sun JS,
Tsuang YH, Liao CJ, Liu, HC, Hang YS, Lin FH. The effects of calcium
phosphate particles on the growth of osteoblasts. J Biomed Mater
Res 1997; 37(3): 324-334).
Auch
der Einfluss verschiedener resorbierbarer Keramiken, wie z. B. CaNaPO4, CaNaPO4+MgNaPO4, CaNaPO4+Mg2SiO4 u.a., auf das
Wachstum der Osteoblasten wurde in vitro untersucht (Knabe C, Gildenhaar
R, Berger G, Ostapowicz W, Fitzner R, Radlanski RJ, Gross U. Morphological evaluation
of osteoblasts cultured on different calcium phosphate ceramics.
Biomaterials 1997; 18(20): 1339-1347). Die beste Unterstützung des
Wachstums der Osteoblasten wurde bei CaNaPO4+MgNaPO4 und bei Ca2KNa(PO4)2 gefunden. Werden
von der Keramik zu viele Ca2+-Ionen abgegeben,
wird das Zellwachstum gehemmt.
Oonishi
et al. vergleichen in einer Studie an Femurkondylen ausgewachsener
Kaninchen das Einwachsverhalten von Granulaten eines Bioglases und
synthetischem, temperaturbehandeltem Hydroxylapatit (Oonishi H,
Hench LL, Wilson J, Sugihara F, Tsuji E, Matsuura M, Kin S, Yamamoto
T, Mizokawa S. Quantitative comparison of bone growth behavior in
granules of Bioglass, A-W glass-ceramic, and hydroxyapatite. J Biomed
Mater Res 2000; 51(1): 37-46). Im Gegensatz zum Bioglas wird der
synthetische Hydoxylapatit nicht vollständig resorbiert.
Bioaktive
Gläser
werden ebenfalls als Knochenersatzmaterial beschrieben (
US 6,054,400 ; 2000;
US 5,658,332 ; 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 (z.B.
US 5,981,412 ; 1999). Sie sind mit
den bioaktiven Gläsern
zu vergleichen, wobei in die Glasmatrix, die im Allgemeinen ein
bioaktives Calciumsilicatglas ist, kristalline Komponenten wie z.B.
Na
2O 2CaO·3SiO
2 eingelagert
sind.
Als
weitere Stoffgruppe für
den Einsatz als Knochenersatz wurden Calciumphosphatzemente entwickelt
(
US 5,997,624 ; 1999;
US 5,525,148 ; 1996). Ein
entscheidender Nachteil dieser Stoffgruppe ist, dass keine definierten
interkonnektierenden Poren in das Material eingebracht werden, womit
sie auf sehr kleine Knochendefekte beschränkt sind.
In
den Patenten
DE 198 25 419 und
DE 100 03 824 wurden Verfahren
dargestellt, mit denen hochporöse
Calciumphosphatkeramiken auf der Basis von Hydroxylapatit unter
Verwendung der Sol-Gel-Technik hergestellt werden können, die
speziell für
die Auffüllung
und Rekonstruktion von Knochendefekten verschiedener Größe bestimmt
ist. Die Verfahren zielen darauf ab, hochporöse Strukturen zu erzeugen.
Mit dem Verfahren des Patentes
DE 198
25 419 wird eine Porosität von bis zu 70% erreicht,
wobei die Poren im Bereich von 1-10 Mikrometer liegen. Mit dem Patent
DE 100 03 824 wird ein Verfahren
beschrieben, das zusätzlich
eine Porenstruktur im Größenbereich
von 0,1 bis ca. 1 Millimeter erzeugt, wie sie auch in der natürlichen
Spongiosa vorliegt.
In
DE 100 60 036 wird ein
anorganisches resorbierbares Knochenersatzmaterial beschrieben, das
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 Biomineralisierung (Bildung des körpereigenen biologischen Apatits).
Das Material enthält
eine dritte interkonnektierende Porenkategorie, die der Spongiosa nachempfunden
ist, im Bereich von ca. 100μm
bis 1000μm
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.
Bei
diesem Material steht die Förderung
der Osteogenese und die Resorptionseigenschaft im Vordergrund, so
dass das Remodellierung des Knochens unterstützt wird.
In
der einschlägigen
Fachliteratur wird darauf verwiesen, dass Knochenersatzmaterialien
auf der Basis von Hydroxylapatit praktisch nicht resorbiert werden
und einen Fremdkörper
auf Dauer darstellen. Im Gegensatz dazu wird das in
DE 100 60 036 beschriebene Material,
das im wesentlichen aus Hydroxylapatit besteht, sehr gut resorbiert
und gleichzeitig die Knochengewebsneubildung beschleunigt. Diese
Eigenschaft wird durch das beschriebene lockere Kristallgefüge von Kalziumphosphaten
determiniert.
Die
mechanische Festigkeit dieses Materials ist jedoch relativ gering.
Es kann keine mechanische Stützfunktion übernehmen.
Darüber
hinaus sind die Variationsmöglichkeiten
des Knochenersatzmaterials, um für
den Ersatz ganzer Knochenfragmente (z.B. Teile eines Röhrenknochens)
verwendet werden zu können,
sehr beschränkt.
In
der Rekonstruktionschirurgie und in der Orthopädie werden insbesondere bei
größeren Defekten
Knochenersatzmaterialien benötigt,
die Komponenten mit höherer
mechanischer Festigkeit enthalten. Im Zusammenhang mit Computertomographie
am Patienten und computergestützter
Fertigung können
z.B. Ersatzpartien der Schädelknochens nachgeformt
werden.
Der
vorliegenden Erfindung liegt demgegenüber die Aufgabe zugrunde, einen
Knochenersatzwerkstoff bereitzustellen, der eine Bildung von Knochengewebe
unterstützt
(der also osteokonduktiv bzw. osteoinduktiv ist), der über die
natürlichen
Prozesse des Knochenremodeling resorbiert wird und der eine mechanische
Festigkeit besitzt, die den verschiedenen Anwendungen entsprechend
angepasst werden kann. Defekte im Knochen, die z.B. durch Entzündungen
entstehen, sind meist von mehreren Seiten von gesundem Knochen umgeben.
Für diese Defekte
spielt die mechanische Festigkeit des Knochenersatzmaterials keine
Rolle. Fehlen jedoch durch einen Trümmerbruch oder durch das Entfernen eines
Knochentumors ganze Knochensegmente, muss das Knochenersatzmaterial
eine tragende Funktion übernehmen.
In diesem Fall wird aus dem Knochenersatzmaterial ein Ersatzknochen
(z.B. für ein
fehlendes Stück
Röhrenknochen
ein Hohlzylinder) aus dem Knochenersatzmaterial gefertigt, das dann
mit Osteosyntheseplatten (Metallplatten, die nach der Heilung wieder
entfernt werden) mit dem verbliebenen Knochen verschraubt wird.
Die tragende Funktion übernimmt
jetzt das System aus Ersatzknochen aus Knochenersatzmaterial und
Osteosyntheseplatte. Da sicher ist, das eine erhöhte mechanische Festigkeit
eine verschlechterte Resorption zur Folge hat, muss je nach Defektgröße und mechanischer
Belastung ein Kompromiss in den Materialeigenschaften eingegangen
werden.
Weitere
Aufgabe der Erfindung besteht darin, Materialien bereitzustellen,
die in der Lage sind, eine wirksame Osteoinduktion zu bewirken,
d.h. eine Knochenneubildung in einem zum Stand der Technik wesentlich
größeren Umfang.
Zur
Lösung
der Aufgaben werden Granulate, auf diesen Granulaten basierende
hochporöse
Knochenersatzmaterialien, darauf basierende Glaskeramiken als Knochenersatzmaterialien mit
variabler mechanischer Festigkeit, Verwendungen, Mittel, Formkörper, Verfahren
etc. vorgeschlagen. Zur Lösung
werden insbesondere die Verwendungen der angefügten Ansprüche 1 bis 14 vorgeschlagen.
Die
Aufgabe wird somit erfindungsgemäß durch
ein Material gelöst,
das kristallines Calciumphosphat in eine Xerogelmatrix eingebettet
enthält. Diese
Xerogelmatrix besteht aus Siliziumdioxid.
Ein
Xerogel ist ein trockenes Gel, das durch eine hohe innere Oberfläche und
eine unvollständige Vernetzung
der Baugruppen charakterisiert ist.
Damit
liegt ein vollkommen neuer Materialtyp vor, der vergleichbar mit
einer Glaskeramik ist, wobei nun die Matrix, die die kristallinen
Komponenten enthält,
kein Glas sondern ein Xerogel mit seiner typischen porösen Struktur
ist. Die Xerogelmatrix soll vorzugsweise einen Gewichtsanteil von
4 bis 80% bezogen auf die Gesamtmasse des Knochenersatzmaterials
einnehmen. Da ein Silicaxerogel ein poröses Material ist, in dem SiO4/2 Tetraeder locker verknüpft sind
und das eine hohe innere Oberfläche
mit -SiOH Gruppen besitzt, kann in Abhängigkeit von der Größe der Kristallite
des Calciumphosphates schon mit geringen Gewichtsanteilen eine Matrix
aufgebaut werden, die die kristallinen Komponenten umschließt. In Abhängigkeit
von der Größe der Kristallite ist
eine Reduktion des Matrixanteils bis unter 5 Gew.-% möglich.
Die
Xerogelmatrix hat verschiedene Aufgaben. Zum einen verbindet sie
natürlich
die kristallinen Komponenten des Materials. Durch die relativ lockere
Verknüpfung
des Siliziumdioxids ist die mechanische Festigkeit des Materials
eingeschränkt.
Die Bruchfestigkeit liegt typischerweise im Bereich von 2 bis 15
MPa (siehe Beispiel 6). Zum anderen erlaubt die Porosität des Xerogels
die Resorption des Biomaterials und verbessert die Bioaktivität, die natürlich in erster
Linie durch die Calciumphosphatkomponenten gegeben ist, indem sich
während
der Anwendung an die hohe innere Oberfläche körpereigene Proteine aus dem
Blut des Patienten anlagern. Die Zellen stufen daher das Biomaterial
nicht als körperfremd
ein.
Gegenstand
der Erfindung ist somit ein Granulat und eine darauf basierende
Gruppe von Knochenersatzmaterialien, die im weiteren beschrieben werden.
Das Granulat basiert auf Calciumphosphat, bei dem kristallines Calciumphosphat
in einer Siliziumdioxid-Xerogelmatrix eingebettet ist, wobei die Kristallite
einen mittleren Durchmesser von etwa 10 nm bis etwa 2000 nm, bevorzugt
von 10 nm bis 200 nm aufweisen, wobei besonders bevorzugt plättchenförmige Kristallite
mit einer Dicke von 2.5 nmm bis 10 nm und einem mittleren Durchmesser
von 10 nm bis 200 nm enthalten sind. Die Granulatkörner weisen
einen mittleren Durchmesser von etwa 1 μm bis etwa 1000 μm auf und
der Siliziumdioxid-Anteil im Bereich von etwa 2 bis etwa 80 Gew.-%,
vorzugsweise im Bereich von etwa 4 bis etwa 50 Gew.-% liegt.
Die
Poren im Xerogel weisen einen durchschnittlichen Durchmesser im
Bereich von 0,5 nm bis 20 nm auf. Sie machen in den Granulatkörnern jeweils
etwa 10 Vol.-% bis etwa 60 Vol.-% bezogen auf das Volumen des Granulatkorns
aus.
Vorzugsweise
ist das Calciumphosphat Hydroxylapatit.
Das
Granulat kann in einer besonderen Ausführungsform ferner lösliches
Calciumphosphat umfassen, wobei das lösliche Calciumphosphat vorzugsweise
in einem Anteil von etwa 5 Gew.%. bis 50 Gew.-% bezogen auf den
Calciumphosphatanteil vorliegt. Das lösliche Calciumphosphat ist
insbesondere β-Tricalciumphosphat
(βTCP).
Gemäß einer
besonderen Ausführungsform
der Erfindung ist das lösliche
Calciumphosphat Brushit (CaHPO4·2H2O), insbesondere Brushit mit Fehlstellen,
so dass das Verhältnis
von Calcium zu Phosphor nicht 1 sondern etwa 1,67 beträgt.
Das
Xerogel des Granulats kann ferner ein oder mehrere Netzwerkwandleroxide
umfassen. Das (die) Netzwerkwandleroxid(e) liegt (liegen) bevorzugt in
einem Anteil von etwa 0,5 bis etwa 35 Mol.-%, vorzugsweise in einem
Anteil von etwa 17 Mol.% bis etwa 30 Mol.-%, bezogen auf das Siliziumdioxid
vor. Das Netzwerkwandleroxid ist insbesondere Na2O.
In 1 ist
ein erfindungsgemäßes Granulatteilchen
beispielhaft schematisch dargestellt. Die Kristallite (schwarz dargestellt)
im Granulat werden durch das SiO2-Xerogel
(grau dargestellt) zusammengehalten. An der Oberfläche der
Granulatteilchen befindet sich SiO2-Xerogel.
Es soll kurz bemerkt werden, das ein Granulatkorn aus dem bevorzugten Größenbereich
mit einem Durchmesser von z.B. 1 μm
in der Größenordnung
104 Kristallite enthält, wenn diese z.B. Plättchen mit
einem Durchmesser von 100 nm und einer Dicke von 10 nm sind und
die Xerogelmatrix 40 Gew.-% des Granulatkorns einnimmt.
Aufbauend
auf dem beschriebenen Hydroxylapatit/Siliziumdioxid Granulat erhält man ein
hochporöses
Knochenersatzmaterial und eine Glaskeramik als Knochenersatzmaterial
mit variabler mechanischer Festigkeit.
Ausgangspunkt
ist ein hochporöses
Knochenersatzmaterial, das dadurch gekennzeichnet ist, das die Granulatkörner miteinander über die
Xerogelmatrix verbunden sind und durch die Packung der Granulatkörner Poren
entstehen, die in der Größenordnung
der Granulatkörner
liegen. Das hochporöse Knochenersatzmaterial
hat demnach zwei Porenkategorien. Neben den eben beschriebenen Poren,
die durch die Packung der Granulatkörner zustande kommen und damit
im Mikrometerbereich liegen, sind die Poren, die innerhalb des Granulates
liegen und die oben beschrieben wurden, weiterhin vorhanden. Es
sind die Poren im Xerogel, die einen durchschnittlichen Durchmesser
im Bereich von 0.5 nm bis 20 nm aufweisen.
Damit
liegt in dem hochporösen
Knochenersatzmaterial eine Porosität von bevorzugt etwa 30 Vol.-%
bis etwa 80 Vol.-% vor.
In 2 ist
die Struktur des hochporösen Knochenersatzmaterials
schematisch dargestellt. Ein wesentlicher Unterschied zu Knochenersatzmaterialien
im Stand der Technik besteht darin, dass das Innere der Granulatteilchen
(d.h. die Kristallite) definiert durch SiO2 zusammengehalten
wird. Die Struktur kann so beschrieben werden, dass jeder einzelne Kristallit
in einer Xerogelmatrix liegt. Das Produkt ist durch z.T. herkömmliche
Keramikherstellungsprozesse bei Verwendung der beschriebenen Granulate erhältlich,
wie weiter unten ausführlich
beschrieben werden.
Die
Erfindung betrifft ferner ein hochporöses Knochenersatzmaterial,
das Granulatkörner
des vorgenannten Granulats umfasst, die eine dreidimensionale Struktur
bilden, die neben den in den Granulatkörnern vorhandenen Poren ferner
Poren in etwa der Größe der Granulatkörner aufweist.
Die Porendurchmesser liegen damit im Bereich von etwa 1 μm bis etwa
1000 μm,
bevorzugt im Bereich von etwa 1 μm bis
etwa 50 μm.
Kleine
Stücke
(z.B. Formkörper,
Teilchen, Körper)
aus diesem hochporösen
Knochenersatzmaterial, bevorzugt in der Form von Zylindern mit einem mittleren
Durchmesser von etwa 0,4 bis etwa 2 mm und einer Länge von
etwa 1 bis etwa 6 mm, dienen zur Auffüllung von kleinen Knochendefekten,
bevorzugt bis zu einer Größe von 10
cm3 insbesondere, wenn die Defekte bis auf
zwei Seiten von gesundem Knochen begrenzt sind.
Die
Erfindung betrifft somit ferner ein hochporöses Knochenersatzmaterial,
das dadurch gekennzeichnet ist, dass es weiterhin (d.h., zusätzlich zu
den Poren innerhalb der einzelnen Granulatkörner und zusätzlich zu
den Poren, die durch die (dreidimensionale) Granulatkörnerpackung
zustande kommt) interkonnektierende Makroporen im Bereich von etwa
100 μm bis
zu mehreren 1000 μm
aufweist, die einen Volumenanteil von etwa 10 Vol.-% bis etwa 60
Vol.-% haben. Damit hat das hochporöse Knochenersatzmaterial bevorzugt
eine Gesamtporosität von
etwa 30 Vol.-% bis etwa 90 Vol.-%, besonders bevorzugt eine Gesamtporosität von etwa
60 Vol.-% bis etwa 80 Vol.-%.
Die
Bruchfestigkeit des hochporösen
Knochenersatzmaterials ohne die beschrieben Makroporen, liegt bei
etwa 2 MPa bis zu etwa 15 MPa, vorzugsweise etwa 3 bis etwa 10 MPa.
Durch die Makroporen sinkt die Bruchfestigkeit des Materials und
erreicht nur noch Werte von 0,1 MPa bis 4 MPa.
Gemäß einer
besonderen Ausführungsform umfasst
das hochporöse
Knochenersatzmaterial ferner ein oder mehrere Netzwerkwandleroxide.
Das (die) Netzwerkwandleroxid(e) liegen bevorzugt in einem Anteil
von etwa 0,5 bis etwa 35 Mol.-%, vorzugsweise in einem Anteil von
etwa 17 bis etwa 30 Mol.-%, bezogen auf das Siliziumdioxid vor.
Na2O ist besonders bevorzugt.
Die
Erfindung betrifft ferner eine Glaskeramik als Knochenersatzmaterial
(oder – anders
ausgedrückt – ein eine
Glasmatrix umfassendes Knochenersatzmaterial), die (das) dadurch
gekennzeichnet ist, dass kristallines Calciumphosphat in eine Glasmatrix
eingebettet ist, wobei die Kristallite eine Größe von etwa 10 nm bis etwa
2000 nm aufweisen und der Glasanteil im Bereich von etwa 4 bis etwa
80 Gew.-% (bezogen auf die Gesamtmasses des Materials), vorzugsweise
im Bereich von etwa 2 bis etwa 50 Gew.-%, liegt, das Glas als Netzwerkbildner
Siliziumdioxid enthält.
Ebenso wie das hochporöse
Knochenersatzmaterial kann das Knochenersatzmaterial ferner ein
oder mehrere Netzwerkwandleroxide umfassen. Zur Vermeidung von Wiederholungen
wird im Hinblick auf die Netzwerkwandleroxide vollumfänglich auf
die entsprechenden Ausführungen
oben Bezug genommen, die gleichermaßen für das hier beschriebene Knochenersatzmaterial
gelten.
Die
erfindungsgemäße Glaskeramik
als Knochenersatzmaterial ist aus einem vorgenannte hochporösem Knochenersatzmaterial
erhältlich,
indem die Siliziumdioxid-Xerogelmatrix mit dem Netzwerkwandler,
bevorzugt Natriumoxid, in den Glaszustand umgewandelt wird.
Mit
diesem Umwandlungsprozess wird aus dem nanoporösem Xerogel ein vollständig verknüpftes Glasnetzwerk,
das mit einer Bruchfestigkeit von etwa 300 MPa bis etwa 400 MPa
die mechanische Stabilität
des Knochenersatzmaterials erhöht.
Die Bruchfestigkeit des beschriebenen Knochenersatzmaterials ist
von der weiter unten beschriebenen Restporosität abhängig, so dass die theoretischen Werte
nicht erreicht werden.
Die
Erfindung betrifft somit auch ein Knochenersatzmaterial, bei dem
die Glasmatrix Natriumsilikat ist. Es weist vorzugsweise eine mechanische Festigkeit
im Bereich von etwa 30 MPa bis etwa 200 MPa, vorzugsweise etwa 50
MPa bis etwa 120 MPa, auf und hat eine Restporosität von etwa
5 bis etwa 35 %, wobei die Poren einen Durchmesser im Bereich von
etwa 1 μm
bis etwa 200 μm
haben.
Die 3 zeigt
schematisch die Struktur der Glaskeramik. Die schwarz gezeichneten
Calciumphosphatkristallite haben die identische Struktur wie in
hochporösem
Knochenersatzmaterial, sie liegen aber jetzt in einer Glasmatrix,
die grau dargestellt ist. Die Restporosität wurde in der schematischen
Abbildung nicht dargestellt.
Der
Prozess der Umwandlung von Gel in das Glas ist mit einem Sintern
des hochporösen
Knochenersatzmaterials verbunden. Die Nanoporosität wird vollständig beseitigt
und die beschriebene Porosität
im Mikrometerbereich wird verringert, so dass eine Restporosität von etwa
2 bis etwa 35 Vol.-% erhalten bleibt.
Durch
den beschriebenen Anteil an Calciumphosphaten in der Glasmatrix
ist das Material biokompatibel. Der Prozess der Resorption hat sich
jedoch vollständig
geändert,
da keine Nanoporosität übrig geblieben
ist.
Da
die Glasmatrix bevorzugt Natriumsilikatglas ist, gehen bei der Anwendung
der Glaskeramik als Knochenersatzmaterial die Natriumionen langsam
in Lösung,
und das Glas wandelt sich wieder in eine gelähnliche Struktur mit Nanoporen
um. Die Restporosität
im Mikrometerbereich verstärkt
diesen Effekt noch. Durch diesen Prozess ist letztendlich eine Resorption
dieses Knochenersatzmaterials möglich.
Sofern
der Prozess des Übergangs
der Xerogelmatrix des beschriebenen hochporösen Knochenersatzmaterials
in die Glasmatrix nur partiell erfolgt, ist ein Knochenersatzmaterial
erhältlich,
das in den mechanischen Eigenschaften und in den Resorptionseigenschaften
kontinuierlich zwischen den beiden Extrema, dem hochporösen Knochenersatzmaterial
und der Glaskeramik als Knochenersatzmaterial, eingestellt werden
kann.
Die
Erfindung betrifft (dementsprechend) ein Knochenersatzmaterial,
das dadurch gekennzeichnet ist, das kristallines Calciumphosphat
in eine Matrix eingebettet ist, wobei die Kristallite eine Größe von etwa
10 nm bis etwa 2000 nm aufweisen, die Matrix aus einem Xerogel und
aus einem Glas besteht, der Glasanteil der Matrix zwischen 0 und
100 Vol.-%, vorzugsweise etwa 10 Vol.-% bis etwa 80 Vol.-% und besonders
bevorzugt zwischen etwa 60 Vol.-% und etwa 80 Vol.-%, liegt, Xerogel
und Glas aus Siliziumdioxid und einem Netzwerkwandler bestehen,
bevorzugt in einem Anteil von etwa 0,5 bis etwa 35 Mol.-%, vorzugsweise
in einem Anteil von etwa 17 Mol.-% bis etwa 30 Mol.-%, bezogen auf
das Siliziumdioxid vor, der Netzwerkwandler bevorzugt Natriumoxid
ist und die Matrix im Bereich von etwa 2 bis etwa 80 Gew.-%, vorzugsweise
im Bereich von etwa 4 bis etwa 50 Gew.%, des Knochenersatzmaterials
liegt.
Der
teilweise Übergang
vom Xerogel zum Glas ist durch eine Wärmebehandlung realisierbar. Da
die Glastemperatur von Natriumsilikatglas in Abhängigkeit vom Natriumgehalt
im Bereich von etwa 460°C
bis etwa 800°C
liegt, ist es klar, dass eine Wärmebehandlung über diesem
Temperaturbereich sehr schnell zum Glas führt. Wird eine Temperaturbehandlung
etwa 20% bis etwa 5% unter der für
die Zusammensetzung festgelegten Glastemperatur durchgeführt, verlangsamt
sich der Prozess und benötigt mehrere
Stunden und kann zu jedem Zeitpunkt abgebrochen werden.
Eine
zweite Möglichkeit,
den Übergang
vom Xerogel zum Glas nur partiell durchzuführen, besteht in der Verwendung
zweier beschriebener Calciumphosphat/Siliziumdioxid Granulate, die
sich im Anteil der Netzwerkwandler unterscheiden. Bevorzugt wird ein
Granulat ohne Netzwerkwandler (Na2O) und
ein Granulat mit ca. 20 Mol.-% Na2O bezogen
auf das Xerogel gewählt.
Aus diesen Granulaten wird nach dem unten beschrieben Verfahren
der hochporöse Knochersatzwerkstoff
hergestellt. Wird anschließend eine
Wärmehandlung
bei ca. 520°C
durchgeführt,
so gehen die Bereiche mit dem Na2O in den
Glaszustand über,
die Bereichte ohne Na2O bleiben im Zustand
des Xerogels, da hier Temperaturen von ca. 1000°C benötigt werden.
Bei
dem Knochenersatzmaterial handelt es sich gemäß einer besonderen Ausführungsform
um einen Formkörper,
insbesondere einen Quader, eine Platte, einen Hohlzylinder oder
einen Keil.
Gegenstand
der Erfindung ist somit auch ein Formkörper aus den beschriebenen
hochporösen Knochenersatzmaterial,
der auf mindestens einer Seite eine Schicht aus einem vorgenannten
Knochenersatzmaterial mit höherer
mechanischer Festigkeit, bevorzugt der beschriebenen Glaskeramik, umfasst,
wobei in dieser Schicht Löcher
mit einem Durchmesser von etwa 0,5 bis etwa 5 Millimeter enthalten
sind, die einen Volumenanteil von etwa 5 bis etwa 80 % bezogen auf
das Gesamtvolumen der Schicht aufweisen und diese Löcher wiederum
mit dem vorgenannten Granulat und/oder mit dem vorgenannten hochporösen Knochenersatzmaterial
gefüllt sind.
Bei
den Herstellungsverfahren der vorliegend beschriebenen Materialien,
die ferner Gegenstand der Erfindung sind, ist der Ausgangspunkt
die Herstellung eines Calciumphosphatgranulats, das dadurch gekennzeichnet
ist, dass die Kristallite, wie beschrieben, in einer Xerogelmatrix
liegen. Ausgehend von diesem Granulat wird der hochporöse Knochenersatzwerkstoff
hergestellt, der wiederum Voraussetzung zur Herstellung der Glaskeramik
als Knochenersatzwerkstoff ist.
Erfindungsgemäß wird bei
der Herstellung des siliziumdioxidhaltigen Granulats die Herstellung des
Calciumphosphats über
eine Fällungsreaktion, bei
der ein sogenannter Schlicker entsteht, mit einem Gelbildungsprozess
des Siliziumdioxides verbunden. Nur so kann realisiert werden, dass
separate Nanokristallite in eine Xerogelmatrix eingebaut werden können.
Bei
den siliziumdioxidhaltigen Calciumphosphat-Granulaten handelt es
sich vorzugsweise um Hydroxylapatit/Siliziumdioxid-Granulate, die optional ferner
lösliches
Calciumphosphat umfassen.
Im
allgemeinen erfolgt die Synthese zur Herstellung von Calciumphosphaten
und auch insbesondere von Hydroxylapatit in wässriger Lösung (C.P.A.T. Klein, J.M.A.
De Blieck-Hogerworst, J.G.C. Wolke, K. De Groot, Biomaterials, 11,509(1990)).
Die Hydroxylapatitsynthese kann in alkalischen Medium erfolgen und
ergibt thermisch stabile phasenreine Kristallite (M. Asada, Y. Miura,
A. Osaka, K. Oukami, S. Nakamura, J.Mat.Sci. 23, 3202(1988); S.
Lazic, j. Cryst. Growth, 147,147(1995)). Die Hydroxylapatitsynthese
in neutraler oder leicht saurer Umgebung ist auch möglich, jedoch
schwieriger zu steuern (H.E.L. Madsen, G. Thodvadarson, J. Cryst.
Growth, 66,369(1984)).
Ausgegangen
wird z.B. von Calciumnitrat und Ammoniumhydrophosphat mit einem
Verhältnis von
Calcium zu Phosphat von 10:6, wenn Hydroxylapatit erhalten werden
soll (
US 5,858,318 ).
Andere Ausgangsmaterialien sind NaHCO
3 und
CaHPO
4 (Th. Leventouri, H.Y. Moghaddam,
N. Papanearchou, C.E. Bunaciu, R.L.Levinson, O. Martinez, Mat. Res. Soc.
Symp. Proc. 599, 79 (2000)) oder Ca (H
2PO
4)
2 und CaCl
2 (M.Okido, R. Ichina, K. Kuroda, R. Ohsawa,
O. Takai, Mat. Res. Soc. Symp. Proc. 599,153(2000)). Auch hier wird,
wenn Hydroxylapatit erhalten werden soll, ein Verhältnis von
Calcium zu Phosphor von 1,67 gewählt.
Es
ist auch möglich,
die Fällungsreaktion
mit Kalkmilch und Phosphorsäure
durchzuführen
(
DE 42 32 443 C1 ,
US 4,274,879 ). Wird z.B.
Hydroxylapatit über
diese Ausgangsstoffe hergestellt, was wiederum durch das Verhältnis von
Calcium zu Phosphor der Ausgangsstoffe steuerbar ist, entsteht häufig Dicalciumphosphat
als Nebenprodukt, was unerwünscht
ist. Es ist also von Vorteil, von rein löslichen Ausgangsstoffen auszugehen
und nicht Kalkmilch (eine Dispersion) zu verwenden.
In
der zitierten Literatur ist beschrieben, wie die Parameter pH-Wert,
Homogenität
des Gemisches der Ausgangsstoffe und Temperatur die Kristallitgröße und den
Kristallinitätsgrad
der Endprodukte beeinflussen. Insbesondere ist der Zusammenhang
zwischen pH-Wert und Temperatur der Lösung von Bedeutung (M.Okido,
R. Ichina, K. Kuroda, R. Ohsawa, O. Takai, Mat. Res. Soc. Symp. Proc.599,153(2000)).
Bemerkenswert ist, dass Hydroxylapatit in nahezu allen Lösungen feinkristallin, d.h.
als Nanokristallite, ausfällt
und für
bestimmte Anwendungen, z.B. als Putzkörper bei der Zahnpflege eher
nach Verfahrensschritten gesucht wird, die zu größeren Kristalliten führen (
DE 42 32 443 C1 ).
Die
Mengen der Ausgangsstoffe werden so gewählt, dass ein Ca/P Verhältnis von
1,50 bis 1,67 entsteht. Das Fällungsprodukt
ist in diesem Bereich immer sogenanntes „precipitated hydroxyapatite" (PHA. Ca10-x(HPO4)x(PO4)6-x(OH)2-x). Im Laufe der weiteren Behandlung, die
auch Temperaturbehandlungen einschließt, entsteht bei Temperaturen über ca.
650°C aus
dem precipitated hydroxyapatite" z.T. vollständig Hydroxylapatit,
wenn das Verhältnis
von Calcium zu Phosphat (Ca/P-Verhältnis) genau 1,67 ist. Bei
einem Ca/P-Verhältnis
von 1,5 wird nahezu das gesamte Hydroxylapatit in β-Tricalciumphosphat umgewandelt.
Durch ein Ca/P-Verhältnis
zwischen 1,5 und 1,67 wird ein Gemische aus β-Tricalciumphosphat und Hydroxylapatit
erhalten, dessen endgültige
Zusammensetzung durch das Ca/P-Verhältnis eingestellt
wird. Bevorzugt wird ein Ca/P-Verhältnis von
1,67 gewählt,
um vorzugsweise ausschließlich
Hydroxylapatit im Granulat zu erhalten. Soll ein lösliches
Calciumphosphat (für
die in vivo Anwendung gilt der pH-Wert 7) im Granulat enthalten
sein, wird ein Ca/P-Verhältnis
kleiner 1,67 gewählt,
und es entsteht im Laufe des Prozesses das lösliche β-Tricalciumphosphat.
Die
Kristalle in der Lösung
neigen zum Agglomerieren. Wird der Feststoff im Anschluss an die Fällung isoliert,
so ist das Agglomerieren der Kristalle, insbesondere der Nanokristalle,
nicht zu vermeiden (
DE
42 32 443 C1 ). Es entstehen also Granulate aus Calciumphosphatkristalliten,
aus denen nicht mehr das erfindungsgemäße Granulat, bei dem die Kristallite
in einer Xerogelmatrix liegen, erhalten werden kann.
Erfindungsgemäß wird dieses
Problem gelöst,
indem die Lösung
mit dem ausgefällten
Calciumphosphat durch Rühren
homogenisiert wird und eine hochkonzentrierte Kieselsäurelösung, wobei
bevorzugt Orthokieselsäure
genutzt wird, zugeführt
wird. Bevorzugt wird Tetraethyloxisilan (TEOS) verwendet, das man
vollständig
hydrolysiert. Dazu wird bevorzugt TEOS und 0,1 molare Salzsäure im bevorzugtem
Volumenverhältnis
30:9 unter starkem Rühren bis
zur Hydrolyse gemischt. Das für
die Hydrolyse notwendige Wasser liefert die Salzsäurelösung.
Das
Verhältnis
von Calciumphosphat in der ausgefällten Lösung und der zugegebenen Kieselsäure wird
so gewählt,
dass die erfindungsgemäße Zusammensetzung
des Granulats von etwa 2 Gew.-% bis etwa 80 Gew.-% Siliziumdioxid
erhalten wird. Insbesondere ist dabei zu beachten, dass aus einem
Liter TEOS 270 g Siliziumdioxid entstehen. Soll z.B. ein Granulat
erhalten werden, das 30 Gew.-% Siliziumdioxid enthält, so sind
für eine
Lösung
mit 100 g Calciumphosphat 43 g Siliziumdioxid notwendig, was wiederum
bedeutet, dass ca. 160 ml TEOS verwendet werden. Das ist unabhängig davon, wie
viel Lösungsmittel
die ausgefällte
Lösung
enthält.
Erfindungsgemäß wird nun
der pH-Wert des Gemisches aus dem gefällten Calciumphosphat und der
Kieselsäure
in einem Bereich von etwa 2 bis etwa 8, bevorzugt in einem Bereich
von etwa 5 bis etwa 6,5 eingestellt.
Die
Kieselsäure
im Schlicker beginnt zu kondensieren und damit die Viskosität des Gemisches
zu erhöhen.
Bis zu einer Viskosität
von bevorzugt 2·105 cP wird in dem Gemisch durch Rühren eine
Sedimentation des Calciumphosphates verhindert.
Durch
die einsetzende Gelbildung des Siliziumdioxides wird das Gemisch
fixiert. Die Calciumphosphatkristallite liegen nun in einer Matrix
aus einem Siliziumdioxidhydrogel. Durch Entfernen des Lösungsmittels
wird aus der Hydrogelmatrix die erfindungsgemäße Xerogelmatrix. Da ein erfindungsgemäßes Granulat
eine Granulatkorngröße von etwa
1 μm bis
etwa 1000 μm
hat, ist ein Zerkleinern notwendig. Diese Zerkleinerung erfolgt
bevorzugt im Zustand des Hydrogels.
Das
Hydrogel wird nun in einem abgeschlossenen Gefäß, vorzugsweise bei Raumtemperatur (ggf.
auch bei Temperaturen von etwa 60°C
bis etwa 80°C),
gelagert, bevorzugt über
einen Zeitraum von etwa 24 h bis 48 h. Während dieser Zeit findet eine Alterung
des Siliziumdioxidgels statt, d.h. in dem festen Gel finden weitere
Kondensationsreaktionen statt.
Anschließend wird
das Gel mit dem Calciumphosphat getrocknet, um Lösungsmittel zu entfernen. Die
Trocknungstemperatur liegt bevorzugt bei etwa 20°C bis etwa 150°C, vorzugsweise
wird bei etwa 120°C
getrocknet.
Durch
ein Ausfrieren des feuchten Hydrogels erhält man erfindungsgemäß ebenfalls
ein Calciumphosphat/Siliziumdioxid-Granulat (Hydroxylapatit/Siliziumdioxid-Granulat).
Durch die Kristallisation des Wassers werden das Calciumphosphat
und das Siliziumdioxid des Hydrogels zusammengedrückt und bilden
damit Granulate, die nach dem Auftauen des Eises abfiltriert werden.
Die abfiltrierten Granulate werden bevorzugt bei etwa 20°C bis etwa
150°C, vorzugsweise
bei etwa 120°C,
getrocknet.
Eine
besondere Ausführungsform
der erfindungsgemäßen Herstellung
der Granulate ist dadurch gekennzeichnet, dass das Gemisch aus dem gefällten Calciumphosphat
und der Kieselsäure,
dessen pH-Wert in einem Bereich von etwa 2 bis etwa 8, bevorzugt
in einem Bereich von etwa 5 bis etwa 6,5 eingestellt ist, vor der
Gelbildung sprühgetrocknet wird,
was den Vorteil hat, dass auf eine einfache Weise Granulatkorngrößen im erfindungsgemäßen Bereich
erhältlich
sind.
Sprühtrocknen
ist ein im Stand der Technik (vgl. z.B. K. Masters, „Spray
Drying", 2nd ed.,
John Wiley&Sons,
New York, 1976) bekanntes Verfahren.
Beim
Sprühtrocknen
werden flüssige
Produkte am oberen Ende eines Trockenturms in feine Tröpfchen zerstäubt. Die
Tropfen werden während
ihres freien Falls durch einen Heißluftstrom im Turm getrocknet.
Die Temperatur des Heißluftstroms
liegt zwischen etwa 80°C
und etwa 200°C
und wirkt nur für die
Dauer von einer halben bis einer Sekunde auf die Produkte ein. Nach
der Gefriertrocknung ist die Sprühtrocknung
die zweitschonendste industriell angewandte Trockenmethode, insbesondere
in der Lebensmittelindustrie.
Wird
durch die einsetzende Kondensation der Kieselsäure eine kinematische Viskosität von bevorzugt
0,5 bis 50 cst erreicht, wird das Gemisch sprühgetrocknet, wobei der Druck
so auf die Konzentration und die Viskosität abgestimmt wird, dass Granulate
von 10 μm
und kleiner entstehen. (Siehe hierzu Masters, Spray Drying Handbook,
(1979) Georg Godwin Ltd;).
Durch
das Verdunsten des Lösungsmittels wird
die Gelbildung erreicht und ein Übergang
vom nassen Gel zum Xerogel eingeleitet. Das Sprühtrocknen bewirkt, dass mit
Gelbildung der kleinen Tröpfchen
und dem Trocknen der kleinen Tröpfchen
Granulatkörner
entsprechender Größe entstehen.
Das
Granulat ist dadurch gekennzeichnet, dass die Calciumphosphat-Kristallite
(vorzugsweise HA-Kristallite) durch ein poröses Siliziumdioxidgel zusammengehalten
werden.
Eine
Charakterisierung der Granulate erfolgt mit Elektronenmikroskopie
und mit Photokorrelationspektroskopie. (E.R. Pike and J.B. Abbiss
eds. Light Scattering and Photo Correlation Spectroscopy. Kluwer
Academic Publisher, 1997).
Eine
im Bereich von etwa 200°C
bis etwa 800°C
liegende Temperaturbehandlung des Granulates, das nach einem der
oben beschriebenen Verfahren erhältlich
ist, gewährleistet,
dass restliches Lösungsmittel
aus den Poren beseitigt wird. Dabei ist zu beachten, dass vorhandener
Alkohol, soweit als Lösungsmittel
verwendet, vor der Temperaturbehandlung möglichst vollständig entfernt
wird, da er sonst nachfolgend bei höheren Temperaturen durch Bildung
von Kohlenstoff das Produkt verunreinigt.
Eine
Temperaturbehandlung bei etwa 700°C bis
etwa 900°C
bevorzugt (etwa 800°C
bei Anwesenheit von Sauerstoff (normale Luftatmosphäre)) entfernt
den gegebenenfalls vorhandenen Kohlenstoff durch Oxidation.
Eine
besondere Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Granulats
enthält,
wie oben beschrieben, etwa 0,5 Mol-% bis etwa 35 Mol-% eines Netzwerkwandlers
im Xerogel, bevorzugt Na2O.
Der
Netzwerkwandler wird bevorzugt in das fertige nanoporöse Granulat
eingebracht, indem bevorzugt eine wässrige Lösung verwendet wird. Ein Trocknungsprozess
bei bevorzugt etwa 120°C
bis etwa 200°C
entfernt anschließend
das Lösungsmittel.
(Beispiel: Für
100 g eines Granulats mit 30 Gew.-% Siliziumdioxid werden 8 g NaOH
in 50 ml destilliertem Wasser gelöst. Das poröse Granulat nimmt diese Lösung auf,
und es wird sofort getrocknet, um ein Auflösen der Xerogels in der basischen
Lösung zu
verhindern.) Im Granulat liegt damit das Netzwerkwandleroxid mit
21 Gew.-% vor, was 19,3 Mol-% Na2O bezogen
auf das Xerogel entspricht.
Die
Erfindung betrifft somit auch ein Verfahren zur Herstellung eines
erfindungsgemäßen Granulats
bei dem unter Verwendung entsprechender Orthophosphat-Verbindungen
und Calcium-Verbindungen (wie z.B. Calciumnitrat und Ammoniumhydrophosphat)
durch die Reaktion der Orthophosphatgruppe PO4 3– und
Calciumionen in wässriger
Lösung ein
Hydroxylapatit ausgefällt
wird, das durch die in der Lösung
festgelegten Ionenkonzentrationen ein Ca/P-Verhältnis von 1,50 bis 1,67 aufweist,
wobei bevorzugt ein Ca/P-Verhältnis von
1,67 gewählt
wird, wenn das Endprodukt ausschließlich als Calciumphosphat Hydroxylapatit
enthalten soll, und wobei ein Ca/P-Verhältnis kleiner 1,67 gewählt wird,
wenn im Endprodukt zusätzlich
das lösliche β-Tricalciumphosphat
vorhanden sein soll.
Das
Verfahren ist weiterhin dadurch gekennzeichnet, dass das ausgefällte Hydroxylapatit,
ohne dass es in der wässrigen
Lösung
Agglomerate bildet, homogen in ein Siliziumhydrogel eingebettet
wird, was man dadurch realisiert, dass man der wässrigen Lösung Kieselsäure, bevorzugt
Orthokieselsäure, insbesondere
hydrolysiertes Tetraethyloxisilan (TEOS), zuführt und man den pH-Wert so
einstellt, dass er im Bereich von etwa 2 bis etwa 8, bevorzugt von
etwa 5 bis etwa 6,5 liegt, so dass eine Gelbildung erfolgt. Die
verwendete Menge TEOS wird so gewählt, dass der Siliziumdioxid-Anteil
im Bereich von etwa 4 bis etwa 80 Gew.-%, vorzugsweise im Bereich von
etwa 2 bis etwa 50 Gew.-%, bezogen auf die Gesamtmasse der Granulatkörner, liegt.
Durch einen Trocknungsprozess kommt es zu einem Übergang vom Hydrogel zum Xerogel,
wodurch die Calciumphosphatkristallite in einer Xerogelmatrix liegen.
Das
erfindungsgemäß hergestellte
Calciumphosphat-Granulat (unlösliches
Calciumphosphat, welches vorzugsweise Hydroxylapatit ist, gegebenenfalls
in Kombination mit löslichem
Calciumphosphat, bevorzugt β-Tricalciumphosphat,
das in definierter Konzentration und Morphologie Siliziumdioxid enthält, dient,
wie bereits erwähnt,
als Ausgangsmaterial für
die Herstellung des hochporösen
Knochenersatzmaterials. Das Herstellungsverfahren wird weiter unten
beschrieben. Eine Anwendung als Ausgangsmaterial für die Plasmaspraybeschichtung
(siehe R. B. Heimann, Plasma-Spray Coatings. Principles and Applications,
Wiley-VCH Verlag (1998)) von Implantaten. Hierbei werden die Teile,
die direkten Kontakt zum Knochen haben, wie z.B. der Schaft einer
Hüftgelenksprothese
mit dem Material beschichtet. Eine Anwendung bei Zahnimplantaten
ist ebenso möglich.
Wird
das Granulat mit Knochenmarkflüssigkeit
oder mit Eigenblut des Patienten gemischt, so ist es als injizierbares
Arzneimittel bzw. Medizinprodukt anzuwenden, das dazu dient, osteoporotische
Knochen aufzubauen, den Knochenaufbau im Übergangsbereich zu gelockerten
Metallimplantaten anzuregen oder die Heilung von Parodontaldefekten anzuregen.
Aus
dem erfindungsgemäßen Granulat
wird der erfindungsgemäße hochporöse Knochersatzwerkstoff
hergestellt. Dabei wird ein Schlicker aus den beschriebenen Granulat
und bevorzugt Wasser hergestellt. Auf etwa 100 g Granulat werden
bevorzugt etwa 100 ml bis etwa 300 ml Wasser gegeben. Nachdem der
pH-Wert bevorzugt so eingestellt wird, dass er im Bereich von etwa
5 bis etwa 6,5 liegt, wird der Schlicker in eine beliebige Form
gegossen und getrocknet. Damit wird ein hochporöses Knochenersatzmaterial erhalten.
Vergleichbar ist der entstandene Formkörper mit einem Grünkörper, wie
er üblicherweise
bei keramischen Verfahren anfällt
(siehe hierzu: D. Richerson, Modern Ceramic Engineering, Dekker
Publ., J. Reed, Principles of Ceramic Processing, Nanocrystalline
Ceramics, M. Winterer, Springer 2002).
Da
bei dem erfindungsgemäßen Calciumphosphatgranulat
die Calciumphosphatkristallite in einer Matrix aus Siliziumdioxidxerogel
liegen, besteht die Oberfläche
der Granulate natürlich
aus Silizumdioxid, das in dem gewählten pH-Bereich bestrebt ist, zwischen
den -SiOH-Gruppen der Oberflächen
sich berührender
Granulatkörner
eine Kondensationsreaktionen durchzuführen. Durch den Kapillardruck beim
Trocknungsprozess werden die Oberflächen der Granulatkörner aufeinander
gedrückt
und durch -SiOSi-Bindungen
verbunden. Dadurch erhält
das hochporöse
Knochenmaterial seine mechanische Stabilität und die beschriebenen erfindungsgemäßen Eigenschaften.
Als zusätzlicher
Binder kann Kieselsäure,
insbesondere Orthokieselsäure,
in den Schlicker gegeben werden. Gemäß einer Ausführungsform
der Erfindung wird dazu TEOS mit Salzsäure hydrolysiert und dem Schlicker
zugegeben. Dabei werden auf 100 g Granulat bevorzugt 3 ml bis 15
ml TEOS genommen.
Die
Trocknung des Schlickers erfolgt bevorzugt bei einer Temperatur
zwischen etwa Raumtemperatur und etwa 200°C, besonders bevorzugt zwischen
etwa 80°C
und etwa 130°C.
Nach dem Trocken erfolgt eine weitere Temperaturbehandlung zum Verfestigen
des hochporösen
Knochenersatzmaterials bei einer Temperatur, die vom Vorhandensein
von Netzwerkwandlern im Xerogel des Granulates abhängt. Ohne
Netzwerkwandler (reines Siliziumdioxidxerogel) erfolgt die Temperaturbehandlung
bevorzugt bei etwa 700°C
bis etwa 900°C,
vorzugsweise bei ca. 800°C.
Mit Netzwerkwandler im Xerogel liegt die Temperatur bevorzugt im
Bereich zwischen etwa 300°C
und etwa 500°C.
Durch
das beschriebene Verfahren erhält das
hochporöse
Knochenersatzmaterial seine beschrieben Struktur und damit die beschriebenen
Eigenschaften.
Zusätzlich zu
den Nanoporen im Xerogel entsteht eine Porenkaterorie, die durch
die Packung der Granulatkörner
und deren Größe bestimmt
ist. Eine weitere Porenstruktur im Größenbereich von einigen hundert μm bis in
den mm-Bereich, die ein Einwachsen von Blutgefäßen ermöglichen soll, wird im Formkörper erzeugt,
indem dem Schlicker zusätzlich
bevorzugt organische Pulver mit einer Korngröße in der später gewünschten
Porengröße zugegeben
werden, die nach dem Trocknungsprozess herausgebrannt werden.
Bevorzugt
werden durchgehend Poren (Kanäle)
(im Größenbereich
von einigen hundert μm
bis in den mm-Bereich) erzeugt, indem man organische Fasern des
gewünschten
Durchmessers in den Schlicker einbringt, die nach dem Trocknungsprozeß herausgebrannt
werden.
Als
Material für
das Pulver oder die Fasern kommt insbesondere Wachs in Frage, da
dann eine Trocknung des Materials, die immer eine geringe Schrumpfung
mit sich bringt, bei Temperaturen durchgeführt werden kann, wo das Wachs
weich ist und damit ein Reißen
des Materials verhindert. Eine günstige
Trocknungstemperatur ist somit etwa 40°C. Anschließend kann das Wachs durch Zentrifugieren bei
ca. 100°C
aus den Poren entfernt werden. Reste des Wachses werden anschließend herausgebrannt, und
bei etwa 800°C
wird der entstehende Kohlenstoff entfernt.
Das
Verfahren zur Herstellung der beschriebenen erfindungsgemäßen Glaskeramik
geht von dem beschriebenen hochporösen Knochenersatzmaterial aus.
Hierbei
wird die Xerogelmatrix des hochporösen Knochenersatzwerkstoff
in eine Glasmatrix umgewandelt, ohne dass es zum Zusammensintern der
Calciumphosphatkristalle kommt. Das bedeutet, dass die Verknüpfung der
Siliziumdioxidtetraeder vervollständigt wird
Ein
Gel-Glas-Übergang
verlangt bei reinem Siliziumdioxid eine relativ hohe Temperatur
von ca. 900°C
bis 1200°C.
Da bei diesen Temperaturen die Möglichkeit
besteht, dass die kristallinen Calciumphosphatkomponenten einen
Phasenübergang
machen, wird bevorzugt ein hochporöses Knochenersatzmaterial mit
einem Netzwerkwandler im Xerogel verwendet. Die Netzwerkwandler
sind entweder schon durch die ursprüngliche Verwendung eines Granulates
mit einem Netzwerkwandler in das hochporöse Knochenersatzmaterial gelangt,
oder die Netzwerkwandler werden in das fertiggestellte hochporöse Knochenersatzmaterial
eingebracht, indem man dieselbe Methode wie beim Granulat anwendet. Damit
erfolgt ein Gel-Glas-Übergang
bei weit geringeren Temperaturen, und die Calciumphosphatkomponente
verändert
sich nicht. Typische Netzwerkwandlerkonzentrationen liegen bei etwa
0,5 bis etwa 35 Mol-%, vorzugsweise etwa 17 bis etwa 30 Mol-%, bezogen
auf den Siliziumdioxidanteil. Als Netzwerkwandleroxid bietet sich
Na2O an, da die Glasphase damit in Körperflüssigkeit
löslich
ist und damit auch resorbiert werden kann.
Da
die Glastemperatur von Natriumsilkatglas in Abhängigkeit vom Natriumgehalt
im Bereich von etwa 460°C
bis etwa 800°C
liegt, ist es klar, dass eine Wärmebehandlung über diesem
Temperaturbereich sehr schnell zum Glas führt. Wird eine Temperaturbehandlung
etwa 20% bis etwa 5% unter der für
die Zusammensetzung festgelegten Glastemperatur durchgeführt, verlangsamt
sich der Prozess und benötigt mehrere
Stunden und kann zu jedem Zeitpunkt abgebrochen werden.
Während der
Resorption geht dann das Glas den umgekehrten Weg. Das heißt, aus
dem Glas wird wieder eine gelähnliche
Struktur.
Mit
den erfindungsgemäßen Calciumphosphat/Siliziumdioxid-Granulaten besteht
nun die Möglichkeit,
Festigkeit und Resorptionseigenschaften des erfindungsgemäßen Knochenersatzmaterials
zu optimieren. Eine Erhöhung
der Festigkeit wird auf jeden Fall immer mit einer Verschlechterung
der Biodegradation einhergehen.
Mit
dem erfindungsgemäßen Knochenersatzmaterial
sind viele Anwendungen möglich.
Für kleine
Defekte, wie sie z.T. in der Kieferchirurgie auftreten, kann ein
Granulat aus dem hochporösem Knochenersatzmaterial
zum Auffüllen
verwendet werden. Bei größeren Defekten,
wo der verbleibende Knochen die Form des Defektes noch genügend stabilisiert,
sind Formkörper
aus dem hochporösen
Knochenersatzmaterial anzuwenden.
Insbesondere
Formkörper
in einer Kombination von mechanisch festeren Knochenersatzmaterialien
(Matrix besteht aus Glas) und den hochporöseren Knochenersatzmaterialien
(Matrix besteht aus Xerogel) zeigen interessante Anwendung insbesondere
bei größeren Defekten
oder auch bei Defekten, bei denen kein nativer Knochen als Leitschiene
verblieben ist.
Erfindungsgemäß haben
diese Formkörper von
mindestens einer Seite eine Schicht aus dem anorganisches resorbierbares
Knochenersatzmaterial mit dem Glas als Matrix (erhöhte Festigkeit)
und das in dieser Schicht Löcher
in der Größenordnung
von 0,5 bis 5 Millimeter sind und diese Löcher einen Volumenanteil in
der Schicht von 5 bis 80% einnehmen. Das gesamte Volumen einschließlich der
Löcher
in den festeren Material wird durch das Material, das ein Xerogel
als Matrix besitzt, eingenommen. Die Löcherstruktur in der festen
Schicht soll ein Einwachsen von Blutgefäßen ermöglichen.
Die
Erfindung betrifft daher ferner die Verwendung der erfindungsgemäßen Granulate
und Knochenersatzmaterialien zur Herstellung von Formkörpern, vorzugsweise
eines Quaders, einer Platte, eines Hohlzylinders oder eines Keils.
Ferner
ermöglicht
die Erfindung die Verwendung des vorgenannten Siliziumdioxid/Calciumphosphat-Granulates
zur Beschichtung von Implantaten (s.o.). Besonders bevorzugt erfolgt
die Beschichtung durch Plasmaspraybeschichtung.
Im
Rahmen der vorliegenden Erfindung wurde überraschenderweise festgestellt,
dass das erfindungsgemäße Granulat
bzw. der erfindungsgemäße Festkörper in
der Lage ist, in einem im Vergleich zum Stand der Technik erheblich
größeren Umfang
Knochen neu zu bilden, vor allem ektop, d.h. außerhalb von Knochendefekten,
z.B. im Fettgewebe oder im Muskel (ektope Osteoinduktion). Gemäß einer
besonderen Ausführungsform
wird das erfindungsgemäße Granulat
bzw. der erfindungsgemäße Festkörper somit
zur Herstellung eines pharmazeutischen Präparats oder Medizinprodukts
zur Osteoinduktion, insbesondere zur ektopen Osteoinduktion, verwendet.
Wie oben dargestellt, handelt es sich bei dem Granulat um ein Granulat
auf Basis von Calciumphosphat, bei dem kristallines Calciumphosphat
in einer Siliziumdioxid-Xerogelmatrix eingebettet ist, wobei die
Kristallite eine Größe von etwa
10 nm bis etwa 2000 nm und die Granulatkörner eine Größe von etwa
1 μm bis
etwa 1000 μm
aufweisen und der Siliziumdioxid-Anteil im Bereich von etwa 2 bis
etwa 80 Gew.-%, vorzugsweise im Bereich von etwa 4 bis etwa 50 Gew.-%,
bezogen auf die Gesamtmasse der Granulatkörner) liegt. Bevorzugt ist
ein Granulat mit 9 bis 30 Gew.-%, (vorzugsweise 15 bis 30 Gew.%
und besonders bevorzugt 20 bis 25 Gew.-%) Siliziumdioxid und 79
bis 91 Gew.-% (vorzugsweise 75 bis 85 Gew.-% und besonders bevorzugt
75 bis 80 Gew.-%) Hydroxylapatit. Die Hydroxylapatit-Nanokristallite sind
in einer Sio2-Xerogelmatrix eingebettet
und lassen dadurch interkonnektierende Nanoporen entstehen. Durch
die hohe Porosität
und durch die lockere Packung des Granulats beträgt der Feststoffgehalt ca.
5 bis 70 Vol.-%, vorzugsweise 10 bis 30 Vol.-% und bevorzugt ca.
20 Vol.-%.
Erfindungsgemäß ganz besonders
bevorzugt wird NanoBone® zur Osteoinduktion verwendet. Bei
NanoBone® handelt
es sich um ein Granulat, das zu 76 Gew.-% aus nanokristallinem,
nicht gesintertem Hydroxylapatit (HA) und zu 24 Gew.-% aus Siliziumdioxid
(SiO2) besteht. Die Nanokristallite sind
in einer Sio2-Xerogelmatrix eingebettet
und lassen dadurch interkonnektierende Nanoporen entstehen. Durch
die hohe Porosität
und durch die lockere Packung des Granulats (vgl. 19; „Tannenzapfenstruktur") beträgt der Feststoffgehalt
nur ca. 20 Vol.-%. Die Granulatteilchen haben eine „Tannenzapfenstruktur" mit einem mittleren
Durchmesser von 0.6 mm und einer mittleren Länge von 2 mm.
Gemäß einer
weiteren Ausführungsform
der Erfindung verwendet man zur Osteoinduktion einen erfindungsgemäßen Formkörper auf
Basis von Calciumphosphat, bei dem kristallines Calciumphosphat in
einer Siliziumdioxid-Xerogelmatrix eingebettet ist, wobei die Kristallite
eine Größe von 10
nm bis etwa 2000 nm haben und der Siliziumdioxid-Anteil im Bereich
von etwa 4 bis etwa 50 Gew.%, bezogen auf die Gesamtmasse des Formkörpers, liegt
und der Formkörper
interkonnektierende Makroporen im Bereich von 100 μm bis 3000 μm besitzt.
Die Poren im Xerogel weisen vorzugsweise einen durchschnittlichen Durchmesser
im Bereich von 0,5 nm bis 20 nm auf. Ferner machen die Poren in
dem die Makroporen umschließenden
Material vorzugsweise jeweils etwa 10 Vol.-% bis etwa 60 Vol.-%
bezogen auf das Volumen des die Makroporen umschließenden Materials aus.
Die
Erfindung betrifft ferner die Verwendung eines erfindungsgemäßen Granulats
oder Formkörpers
zur Herstellung eines Arzneimittels oder Medizinprodukts zur Heilung
von Knochendefekten durch Osteoinduktion sowie zur ektopen Osteoinduktion. Osteoinduktion
bezeichnet eine Knochenneubildung durch Differenzierung von osteogenen
Zellen aus niedriger differenzierten Vorläuferzellen. Sie ist damit die
effektivste Form der Defektheilung von Knochendefekten. Wie zuvor
angegeben bezeichnet man als „ektope
Osteoinduktion" eine
Knochenneubildung außerhalb
von Knochendefekten. Das schließt
die Verwendung zur Herstellung (Züchtung) von Knochen, beispielsweise
im Fettgewebe eines Patienten, ein, der z.B. in besonders schweren
Fällen
von Knochenverlust (wie durch Tumore) mikrochirurgisch transplantiert
werden kann.
Die
Erfindung betrifft ferner die Verwendung eines erfindungsgemäßen Granulats
oder Formkörpers
zur Herstellung eines Arzneimittels oder Medizinprodukts zum Aufbau
osteoporotischer Knochen durch Osteoinduktion, zum Anregen des Knochenaufbaus
im Übergangsbereich
zu gelockerten Metallimplantaten oder zum Anregen der Heilung von
Parodontaldefekten. Dabei vermischt man das Granulat vorzugsweise
mit Knochenmarkflüssigkeit
oder Blut.
Gegenstand
der Erfindung ist ferner ein Arzneimittel oder Medizinprodukt, das
ein erfindungsgemäßes Granulat
umfasst, das mit Knochenmarkflüssigkeit
oder Blut des Patienten (somit autolog) vermischt ist.
Gegenstand
der Erfindung ist ferner ein Arzneimittel oder Medizinprodukt, das
ein erfindungsgemäßes hochporöses Knochenersatzmaterial
oder eine Glaskeramik als Knochenersatzmaterial umfasst, wobei das
Knochenersatzmaterial unmittelbar vor dem Implantieren mit Knochenmarkflüssigkeit oder
Blut des Patienten (somit autolog) so in Kontakt gebracht wird,
das sich die Poren der Materialien vollständig füllen.
Die
vorliegende Erfindung wird nachfolgend anhand von Beispielen und
Figuren näher
erläutert, ohne
darauf beschränkt
zu sein.