DE19635205A1 - Knochenzement - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft einen sogenannten Knochenzement, welcher in der Humanmedizin vor allem für die Verankerung von künstlichen Gelenken verwendet wird. Für den Laien mag die Bezeichnung etwas irreführend wirken, da tatsächlich keine Verwandtschaft mit dem im Bauwesen üblichen Zement gegeben ist. Knochenzemente der genann­ ten Art bestehen vielmehr aus einem Kunststoff, in der Regel ba­ sierend auf Methylmethacrylat bzw. verwandter Substanzen, teil­ weise unter Zusatz weiterer Ester der Acryl- oder Methacrylsäure. Häufig wird dabei die Kombination Benzoylperoxid/Dimethyl-p-Tolu­ idin als Katalysator, bzw. Hydrochinon als Stabilisator in dem flüssigen Monomer benutzt. Es ist üblich, Knochenzement aus im wesentlichen zwei Komponenten anzumischen, wovon eine Komponente ein pulverförmiges Polymerisat und die andere ein flüssiges Mono­ mer ist. Dabei besteht das pulverförmige Polymerisat gewöhnlich aus Partikeln in Kugelform mit Durchmessern um die 100 Mikrome­ ter.

Zur Kontrolle des Operationsergebnisses ist es in der Praxis er­ forderlich, den mit Knochenzement ausgefüllten Bereich in der Röntgenaufnahme sichtbar zu machen. Da die Röntgenabsorption bei der zuvor beschriebenen Zusammensetzung des Knochenzementes für diesen Zweck zu niedrig liegt, ist es üblich, dem Knochenzement ein Röntgenkontrastmittel zuzufügen. Bekannte Röntgenkontrastmit­ tel sind Bariumsulfat und Zirkoniumdioxid. Die dem pulverförmigen Polymer zugemischten Mengen variieren für Bariumsulfat zwischen etwa 7 und 10%, bzw. für Zirkoniumdioxid zwischen ca. 10 und 15%.

Es ist auch bekannt, dem Knochenzement einen Farbstoff (z. B. Chlo­ rophyll) in extrem kleinen Dosierungen zuzusetzen, um einen farb­ lichen Kontrast zum Knochen zu bewirken.

Obwohl derartige Knochenzemente bereits seit vielen Jahren Ver­ wendung finden, sind sie trotzdem noch mit verschiedenen Nachtei­ len behaftet. Ein generelles Problem besteht darin, daß während des Polymerisationsvorgangs exotherme Wärme entsteht. Wenn die dabei auftretende Temperatur über mehr als etwa 56°C ansteigt, werden die in Kontakt befindlichen Körperzellen geschädigt. Da­ durch kann der Operationserfolg in Frage gestellt sein.

Es ist bekannt, daß die zur Polymerisation einer bestimmten Ge­ wichtsmenge eines Monomers freiwerdende thermische Energie einen in Joule pro Gramm definierten Wert besitzt. Der Ablauf der Poly­ merisationsreaktion ist anhand einer Temperaturkurve ablesbar, welche die Temperaturveränderung über die Zeit darstellt. Diese Kurve beginnt mit der Umgebungstemperatur, steigt dann mit zuneh­ mender Versteilung an, um nach dem Durchlaufen eines Maximums wieder zum Wert der Umgebungstemperatur zurückzukehren. Die frei­ gewordene Gesamtenergie wird durch das Integral der Kurve reprä­ sentiert. Daraus folgt, daß bei einem sehr schnellen Reaktions­ verlauf eine sehr hohe Maximaltemperatur erreicht wird, bzw. um­ gekehrt ein sehr langsamer Reaktionsverlauf eine entsprechend niedrigere Maximaltemperatur zur Folge hat. Im Hinblick auf die Verwendung eines derartigen Kunststoffs als Knochenzement liebe sich daher das Problem der Zellüberhitzung vermeiden, indem die Mischung auf einen relativ langsamen Reaktionsablaut eingestellt würde. Diese Möglichkeit ist für die geschilderte Anwendung lei­ der nicht nutzbar, da während des Operationsablaufs nur wenig Zeit für die vollständige Aushärtung des Knochenzements zur Ver­ fügung steht. Die sonst nicht nutzbare Wartezeit wäre nicht nur unrationell, sondern für den Patienten wegen der verlängerten Narkosedauer und dem höheren Blutverlust nicht wünschenswert. An­ dererseits liebe sich diese Wartezeit auch nicht umgehen, da ein frisch zementiertes Implantat vor der vollständigen Aushärtung des Knochenzements auf keinen Fall bewegt oder sonstwie mecha­ nisch beansprucht werden darf.

Die tatsächliche thermische Beanspruchung von Körperzellen an der Kontaktzone zum polymerisierenden Knochenzement ist nur mit gro­ ßer Ungenauigkeit vorherzusagen. Sie hängt z. B. von der Dicke der eingebrachten Schicht und der Wärmeableitung über Prothesenkompo­ nente und Knochen ab. Andere Einflußfaktoren sind z. B. der Grad der Vorkühlung, die Intensität der Mischprozedur, die Höhe der Raumtemperatur und dergleichen mehr. Laborversuche zeigen jedoch, daß unter bestimmten Bedingungen mit handelsüblichen Knochenze­ menten während der Polymerisation Maximaltemperaturen von knapp oberhalb 110°C auftreten können, so daß hier noch Handlungsbedarf besteht.

Ein weiteres Problem der beschriebenen Knochenzemente hängt damit zusammen, daß mit dem flüssigen Monomer unerwünschte Risiken und Nebenwirkungen verbunden sind. In diesem Zusammenhang wird unter anderem von Blutdruckabfall oder anderen kardiovaskulären Reak­ tionen berichtet. In den Beipackzetteln wird darauf hingewiesen, daß die Flüssigkeit eine Kontaktdermatitis auslösen kann, und die konzentrierten Dämpfe zu einer Schädigung der Augen, der Atemwege und möglicherweise auch der Leber führen können. Hierfür scheint vor allem die in der Flüssigkeit enthaltene Chemikalie N,N-Dime­ thyl-p-toluidin verantwortlich zu sein. Das entsprechende Sicher­ heitsdatenblatt für diese Substanz gibt neben der Einstufung in die Giftklasse 2 folgende Hinweise:

R 23 - Giftig beim Einatmen
R 24 - Giftig bei Berührung mit der Haut
R 25 - Giftig beim Verschlucken
R 33 - Gefahr kumulativer Wirkungen.

Der ebenfalls in der Flüssigkeit enthaltene Stabilisator Hydro­ chinon ist in die Giftklasse 3 und bezüglich des Einatmens und Verschluckens als gesundheitsschädlich eingestuft.

Doch auch andere, zunächst unproblematisch erscheinende Zusatz­ stoffe des Knochenzements wie die Röntgenkontrastmittel, sind bisher mit gewissen Unzulänglichkeiten behaftet. Die beiden für diesen Zweck wahlweise zum Einsatz gelangenden Stoffe Bariumsul­ fat bzw. Zirkoniumdioxid werden aus kristallinem Vormaterial durch Brechen und Mahlen auf eine kleine Korngröße gebracht. Da­ durch liegen die entsprechenden Partikel als scharfkantige Bruch­ stücke vor. Aus dieser Tatsache ergeben sich verschiedene Nach­ teile. Wegen der nicht vernachlässigbaren Menge des Röntgenkon­ trastmittels sowie der Formgestalt der einzelnen Partikel und der so gebildeten groben Oberfläche wird nämlich das Knochenze­ mentgemisch während der Anmischphase stark eingedickt. Dadurch ist es sehr schwierig, eingerührte Luftblasen z. B. durch Beauf­ schlagung mit Vakuum zu entfernen. Durch die Eindickung wird ferner die Penetration der Mischung in die knöcherne Kontaktflä­ che behindert.

Der andere im Zusammenhang mit den bisher verwendeten Röntgenkon­ trastmitteln stehende Nachteil betrifft das Auftreten von Gelenk­ flächenverschleiß. Es ist allgemein bekannt, daß die Qualität der Oberflächenbearbeitung von Hüftköpfen maßgeblich das Auftreten von Polyäthylenabrieb und somit den Langzeiterfolg einer Prothese beeinflußt. Gelangt Knochenzement in den Gelenkspalt, so besteht die Gefahr, daß die Oberfläche des Hüftkopfes durch das im Kno­ chenzement enthaltene Röntgenkontrastmittel verkratzt wird. In der Literatur finden sich nun zwar Hinweise, daß Bariumsulfat weicher als Zirkoniumdioxid und die gebildeten Bariumsulfatparti­ kel weniger scharfkantig seien, andererseits ist jedoch bekannt, daß Bariumsulfat für massive Gewebe-Fremdkörperreaktionen verant­ wortlich ist. Generell liebe sich das Problem des Gelenkflächen­ verschleißes dadurch abschwächen, indem die Partikelgröße des Röntgenkontrastmittels noch weiter herabgesetzt würde. Diese Vor­ gehensweise würde jedoch zwangsläufig mit einer noch stärkeren Eindickung der Mischung einhergehen, welche gerade vermieden wer­ den soll.

Als weiterer Nachteil der bisher verwendeten Knochenzemente muß die Volumensreduktion während des Polymerisationsvorgangs angese­ hen werden. Dieses Schrumpfverhalten im Bereich von einigen Volu­ mensprozenten ist deshalb unerwünscht, weil es zur partiellen Ab­ lösung der Zementschicht von den kontaktierten Flächen führen kann.

Es bestand daher die Aufgabe zur Schaffung einer Knochenzement­ mischung, welche aufgrund ihrer Zusammensetzung die verschiedenen oben beschriebenen Nachteile vermeiden oder wenigstens in ihrer nachteiligen Auswirkung abschwächen sollte. Ausgehend von der Forderung nach mindestens gleichen oder verbesserten Festigkeits­ eigenschaften des Knochenzements sollte dabei die Polymerisa­ tionswärme reduziert und negative physiologische Einflüsse ver­ mindert sein. Die Mischung sollte während der Anmischphase eine gut fließfähige Konsistenz aufweisen, um die Entfernung einge­ schlossener Luftblasen z. B. durch Aufbringung eines Vakuums zu erleichtern. Der Volumenschwund beim Polymerisieren sollte klei­ ner ausfallen. Außerdem sollte die Gefahr des Gelenkflächenver­ schleißes durch ungewollt in den Gelenkspalt gelangte Partikel der ausgehärteten Mischung möglichst niedrig sein. Daneben war nicht nur eine entsprechende röntgenpositive Wirksamkeit, sondern auch eine technische Verfügbarkeit zu akzeptablen Kosten gefor­ dert.

Die Aufgabe wird nach der Erfindung durch die Heranziehung einer angepaßten Feststoffklassierung, einer bevorzugten Formgestalt der Feststoffpartikel, sowie der Verwendung eines speziellen Röntgenkontrastmittels gelöst.

Danach besteht die erfinderische Grundidee zunächst darin, den Anteil der relativ unproblematischen, je nach Material unter Um­ ständen sogar völlig inerten Feststoffpartikel in der Mischung zu erhöhen und so den problematischen Rest in Gestalt der Flüssig­ keit - diese kann ein "Kleber" bzw. ein Monomer sein - zu verrin­ gern. Wegen des volumenspezifisch geringeren Anteils der Flüssig­ keit am Knochenzement wird so die physiologische Belastung ent­ sprechend abgeschwächt. Gleichzeitig wird dadurch während des Ab­ bindens ein verringerter Volumenschrumpf zu verzeichnen sein. Ist die Flüssigkeit eine exotherm reaktive Substanz, z. B. ein Mo­ nomer, so wird auch die Polymerisationswärme in Bezug auf das Vo­ lumen insgesamt kleiner ausfallen, womit unter der Voraussetzung sonst identischer Bedingungen eine Absenkung der auftretenden Ma­ ximaltemperatur verbunden ist.

Bei den bekannten Knochenzementen auf der Basis von Acrylaten ist ein Gewichtsverhältnis zwischen dem pulverförmigen und dem flüs­ sigen Anteil der Mischung von etwa 2 zu 1 üblich. Vereinfacht kann dieses Verhältnis auch bezüglich des Volumens angesetzt wer­ den. Von diesem Verhältnis kann in der Praxis nicht ohne weiteres abgewichen werden, weil ein höherer Anteil des Pulvers zu einer starken Zunahme der Zähigkeit führt. Dadurch wird die Mischbar­ keit erschwert und die Endfestigkeit des ausgehärteten Zements vermindert. Der Grund für dieses Verhalten liegt darin, daß be­ kanntlich die aus Polymerisat bestehenden Feststoffpartikel der­ artiger Knochenzemente in Gestalt kleiner Kügelchen gleicher Größe vorliegen (übliche Kugeldurchmesser sind 100 Mikrometer). Nach den bekannten Modellen dichtester Kugelpackung, z. B. der hexagonal dichtesten Kugelpackung, kann man den Volumenanteil der Kugeln an einem Raum zu 74,05% berechnen, so daß für das zwischen den Kugeln liegende Volumen 25,95% verbleiben. Dies gilt jedoch nur für den Fall der perfekten Packung, welche in der Praxis kaum erreichbar sein wird. Außerdem besteht dann zwischen den Kugeln bereits Punktkontakt, wodurch eine Benetzung mit "Kleber" bzw. Monomer in diesem Bereich behindert wird. Aus dem Modell wird auch verständlich, warum eine weitere Absenkung des Flüssigkeits­ anteils zu Volumendefiziten der Matrix führen muß.

Mit der Erfindung wird vorgeschlagen, die Grundidee der Erhöhung der Feststoffanteile der Mischung dadurch zu realisieren, daß die Feststoffanteile größenmäßig relativ zueinander klassiert und in einem bestimmten vorteilhaften Verhältnis zueinander gemischt werden. Dabei ist vorgesehen, die Feststoffpartikel vorzugsweise in einer mehr oder weniger globularen, z. B. kugelförmigen Gestalt zu verwenden.

Für die Festlegung der Partikeldurchmesser und deren Anteil am Gesamtvolumen wird danach das Modell einer dimensionslosen Kugel­ packung herangezogen und z. B. mit einer primären Kugelgröße ge­ füllt. Im nächsten Schritt werden die zwischen den primären Ku­ geln verbliebenen Hohlräume kleinere Kugeln plaziert, deren maxi­ maler Durchmesser anhand des Modells berechenbar ist. In entspre­ chenden weiteren Schritten sind so die jeweils restlichen Hohl­ räume mit immer kleiner werdenden Kugelgrößen immer weiter auf­ füllbar. Die relativen Durchmesserverhältnisse der einzelnen Ku­ gelgruppen und deren Anteil am Gesamtvolumen werden so für die theoretisch optimale Kugelpackung bestimmt. Mit der Festlegung des größten Kugeldurchmessers sind dann über die berechneten Ver­ hältnisse die Durchmesser der anderen Kugelgruppen automatisch festgelegt. Unter der Voraussetzung der Heranziehung der jeweils größtmöglichen Kugeldurchmesser ist mit dieser Methode die klein­ ste zu benetzende Oberfläche und das höchste Verhältnis zwischen Feststoffpartikeln und Flüssigkeit erzielbar. Bei gewissen Ab­ strichen von dem theoretischen Optimum besteht hier allerdings noch eine gewisse Wahlfreiheit darin, jeweils kleinere als die berechneten größten Kugeldurchmesser zu benutzen oder z. B. eine Größengruppe zu überspringen.

Für die praktische Ausführung wird es ausreichen, z. B. eine vier­ stufige Größenklassierung der Partikel zu benutzen. Eine derarti­ ge Abstufung wurde für folgendes Beispiel zugrunde gelegt:

Von den oben angegebenen theoretischen Werten müssen noch kleine­ re Abstriche gemacht werden, um die nicht perfekte Kugelpackung bzw. -verteilung zu berücksichtigen und die vollständige Benet­ zung der Partikel durch die Flüssigkeit sicherzustellen. Verhält­ nisse zwischen etwa 75 bis 80% an Pulver und entsprechend 25 bis 20% an Flüssigkeit sind jedoch ohne weiteres realisierbar. Ein derart zusammengesetzter Knochenzement ist wegen der "rolligen" Eigenschaft der kugelförmigen Feststoffpartikel und deren relativ kleiner Oberfläche sehr gut anmischbar und aufgrund der geringen Viskosität sehr einfach, z. B. mittels der üblichen Vakuummethode, zu entgasen.

Zur Realisierung der erfinderischen Grundidee ist es dabei uner­ heblich, welches Material für die einzelnen Feststoffpartikel verwendet wird. In der einfachsten Ausführung könnten z. B. sämt­ liche Kugelgrößen aus identischem Material (z. B. einem Polymeri­ sat) bestehen. Für röntgenpositiven Zement wird die Möglichkeit angeboten, das Röntgenkontrastmittel in die Klassierung einzuord­ nen. Beispielsweise könnte die erste und zweite Kugelgröße, oder auch die erste und dritte Kugelgröße dann aus einem Polymer, und die dritte oder zweite Kugelgröße aus dem Röntgenkontrastmittel verwirklicht sein. Die Bandbreite der Mischungsmöglichkeiten ist auf jeden Fall sehr groß, wenn irgendwelche Additive in die Mi­ schung mit eingebracht werden sollen. Hier wird insbesondere em­ pfohlen, geringere Anteile an Aramid (z. B. AKZO TWARON 5011) zu­ zufügen, um die Biegezugfestigkeit des Polymerisats zu steigern. Bezüglich kleinerer Zumengungen an Antibiotika oder Katalysatoren bietet sich an, diese in sehr feiner Pulverform unterhalb des kleinsten Kugeldurchmessers anzusiedeln.

Nach weiterer Erfindung wird vorgeschlagen, als Röntgenkontrast­ mittel ein reines Metall mit globularer bzw. kugelförmiger Parti­ kelgestalt heranzuziehen. Hier wird vorzugsweise die Verwendung des Elements Niob empfohlen. Von Niob ist bekannt, daß es inert und physiologisch unbedenklich ist. Aufgrund seines Atomgewichts ist ferner von einer ausreichenden Röntgenabsorption auszugehen. Außerdem ist es in reiner unlegierter Form wesentlich weicher als die bisherigen kristallinen Röntgenkontrastmittel. Im Zusammen­ hang mit seiner kugelförmigen Partikelgestalt ist so seine abra­ sive Wirkung herabgesetzt, falls wirklich einmal Knochenzement­ fragmente in den Gelenkspalt gelangen sollten.

Zur Herstellung von Niob- und anderen Metallpulvern aus kugel­ förmigen Partikeln entsprechender Kleinheit stehen heute die so­ genannten Gasverdüsungsverfahren zur Verfügung, welche über die Anpassung der Verdüsungsbedingungen die Einstellung der Korngrö­ ße und der Korngrößenverteilung erlauben. Die genannten Verfahren sind heute so weit entwickelt, daß die Herstellung derartiger Me­ tallpulver auch wirtschaftlich ist.

Im Rahmen von Entwicklungsarbeiten wurden von den Anmeldern Ver­ suche mit verschiedenen erfindungsgemäßen Knochenzementmischungen auf der Basis von Methylacrylat bzw. Methylmethacrylat durchge­ führt. Für das Polymerisat des eingesetzten Vorprodukts war der Kugeldurchmesser mit 100 µm angegeben. Unter Zuhilfenahme han­ delsüblicher Gerätschaften wurden jeweils Probemengen von etwa 60 bis 70 Gramm Gesamtgewicht nach vorschriftsmäßiger Vorkühlung mit der bekannten Vakuumtechnik angemischt und in kleine Spritzenkar­ tuschen von je 10 ml Volumen abgefüllt. Danach wurde mit der Auf­ zeichnung der im Kern auftretenden Temperatur begonnen. Dabei konnten Absenkungen der maximalen Polymerisationstemperaturen in der Größenordnung von bis zu etwa 20 K gegenüber handelsüblichen Mischungen bei sonst gleichen Versuchsbedingungen registriert werden.

Aus den gewonnenen zylinderförmigen Rohlingen mit einem Durchmes­ ser von um die 16 Millimeter wurden Vierkantstäbe mit einem Quer­ schnitt von 10×10 Millimeter durch Fräsen und Schleifen herge­ stellt, um mittels des sogenannten Dreipunkt-Biegezugversuchs Rückschlüsse über die Festigkeit der ausgehärteten Mischung zie­ hen zu können. Es zeigte sich, daß die Zumischung von 7% eines Additivs aus Aramidpartikeln eine Steigerung der Biegezugfestig­ keit von etwa 110 auf 117 N/mm² bewirkte. Bei einem anderen Prüf­ stab konnte mit einer Zumischung von 6,7 Gewichtsanteilen aus Niob-Partikeln einer Korngrößenabsiebung von unterhalb 44 µm die Biegezugfestigkeit auf immerhin 125,6 N/mm² gesteigert und dabei die Elastizität deutlich verbessert werden. Die bei der Amtlichen Materialprüfanstalt in Hannover durchgeführten Messungen belegen, daß eine Festigkeitsabnahme der erfindungsgemäßen Mischungen im Vergleich zu marktüblichen Produkten mit Sicherheit ausgeschlos­ sen werden kann.

Ähnlich positiv stellen sich die Erkenntnisse über die Verarbei­ tungseigenschaften dar. Aufgrund der sehr gut fließfähigen Kon­ sistenz konnte eine homogene Mischung sehr schnell erzielt wer­ den. Entsprechend problemlos ließen sich diese Mischungen durch Anlegen eines Vakuums entgasen.

Von der erfindungsgemäßen Mischung kann als weitere positive Ei­ genschaft die Abnahme des Restmonomergehaltes erwartet werden. Wegen noch ausstehender Nachprüfungen kann diese Vermutung zur Zeit noch nicht belegt werden.

Abschließend kann festgestellt werden, daß mit der Erfindung ver­ schiedene Knochenzement-Mischungen zur Verfügung gestellt werden, deren Eigenschaften gegenüber den zur Zeit auf dem Markt befind­ lichen Produkten merklich verbessert sind. Die Mischungen sind problemlos und ohne die Gefahr von Lufteinschlüssen anmischbar, die erforderliche Menge an Monomer ist reduziert, die Wärmeabgabe und der Volumenschwund während der Polymerisation sind niedri­ ger, die Biegezugfestigkeit des ausgehärteten Produkts mindestens gleich oder besser, und die abrasive Wirkung vermindert. Daneben wird ein vorteilhaft erniedrigter Restmonomergehalt erwartet. Die Bestandteile des erfindungsgemäßen Knochenzements sind wirt­ schaftlich und ohne technische Schwierigkeiten herstellbar. Damit kann die Erfindung in einem medizinischen Teilbereich einen Bei­ trag zur technischen Fortentwicklung zum Wohle des Patienten lei­ sten.

Claims (10)

1. Aushärtbare Masse zur medizintechnischen Anwendung z. B. als Füllstoff in der Zahntechnik bzw. als sogenannter Knochenzement für die Ergänzung von knöchernen Defiziten oder die Fixation von Implantaten, bestehend aus mindestens einem Feststoff und einer zumischbaren pastösen bis flüssigen Komponente, wobei diese Kom­ ponente wahlweise mit dem Feststoff und/oder durch äußere Ein­ flüsse (z. B. Zufuhr von Gas, Umgebungsluft, UV-Strahlen, Wärme oder dergleichen) zwecks Aushärtung reagiert bzw. abbindet, da­ durch gekennzeichnet, daß der Feststoffanteil der Mischung ge­ körnt und korngrößenmäßig klassiert sowie mit der Menge der je­ weiligen Korngrößenklasse definiert ist, um eine möglichst opti­ male Packungsdichte bei kleiner Gesamtoberfläche der Körnung zu erzielen.

2. Knochenzement gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Korndurchmesser der gröbsten Körnung zwischen 20 und 200 Mi­ krometer ausgewählt ist.

3. Knochenzement gemäß einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch ge­ kennzeichnet, daß der Korndurchmesser der der gröbsten Körnung folgenden nächstkleineren Korngrößenklasse an die Freiräume einer Schüttung aus der gröbsten Körnung angepaßt und ihre anteilige Menge nicht größer ist, als der in den Freiräumen zur Verfügung stehende Platz.

4. Knochenzement gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der Korndurchmesser mindestens einer nochmals kleineren Korngrö­ ßenklasse an die zwischen der gröbsten und nächstkleineren Korn­ größenklasse verbliebenen Freiräume einer Schüttung angepaßt und ihre anteilige Menge nicht größer ist, als der in den Freiräumen noch zur Verfügung stehende Platz.

5. Knochenzement gemäß Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die restlichen noch verbliebenen Freiräume zwischen den verschie­ denen Korngrößen einer Schüttung mit einer nochmals kleineren Korngrößenklasse mindestens zum Teil weiter aufgefüllt sind, wo­ bei die anteilige Menge dieser nochmals kleineren Korngrößenklas­ se nicht größer ist, als der restliche in den Freiräumen noch zur Verfügung stehende Platz.

6. Knochenzement gemäß einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Körner eine globulare, vorzugsweise ku­ gelförmige Gestalt besitzen.

7. Knochenzement gemäß einem oder mehreren der vorgenannten An­ sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens ein Anteil an ei­ ner der Körnungsklassen aus einem Polymerisat, vorzugsweise aus der Familie der Acrylate, ausgewählt ist.

8. Knochenzement gemäß einem oder mehreren der vorgenannten An­ sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens ein Anteil an ei­ ner der Körnungsklassen aus der Familie der Aramide (z. B. AKZO "TWARON", DU PONT "KEVLAR") ausgewählt ist.

9. Knochenzement gemäß einem oder mehreren der vorgenannten An­ sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens ein Anteil an ei­ ner der Körnungsklassen ein Röntgenkontrastmittel ist.

10. Knochenzement gemäß Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß als Röntgenkontrastmittel ein Metall, vorzugsweise das Element Niob, zum Einsatz gelangt.