DE2534504C2

DE2534504C2 -

Info

Publication number: DE2534504C2
Application number: DE2534504A
Authority: DE
Inventors: Michael Nassau N.Y. Us Jarcho
Original assignee: Sterling Drug Inc
Current assignee: STWB Inc
Priority date: 1974-08-02
Filing date: 1975-08-01
Publication date: 1989-02-16
Also published as: NL182859B; CA1096582A; NL182859C; BR7504887A; SE426386B; SE425563B; NL7509243A; AU500991B2; IL47794A0; DE2534504A1; AT370067B; CH618951A5; IE42442L; SE7804813L; SE7508751L; FI64131B; DK347975A; FR2283104B1; FI64131C; IL47794A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft Keramik bzw. keramisches Material, Verfahren zu seiner Herstellung und insbesondere seine Verwendung in der Zahnheilkunde und der Orthopädie.

Ein Großteil der Dentalforschung ist auf die Herstellung von Materialien ausgerichtet, die als Ersatz für Zähne und Knochen, als dentales Restaurationsmaterial für Füllungen, Aufsätze bzw. Kapseln und Kronen und als Prothesen-Füllmaterial für Knochen verwendet werden können. Die Dentalforschung ist auch auf die Verhinderung der Zahn-Fleckenbildung (Zahnbelag) gerichtet, die mutmaßliche Ursache sowohl für Zahncaries als auch für periodontale Erkrankungen.

Bisher verwendete Füllmaterialien für dentale Heil- bzw. Wiederherstellungszusammensetzungen, wie Quarz, Aluminiumoxid, Silicate, Glasperlen usw. weisen eine geringe chemische oder physikalische Ähnlichkeit mit dem Zahnschmelz auf. Ein besonderer Nachteil dieser Materialien liegt in der Unvereinbarkeit der linearen Expansionskoeffizienten von Füllmaterial und Zahn, was möglicherweise zu undichten Grenzstellen und zur neuen Cariesbildung führt. Für den Fachmann auf diesem Gebiet bestand daher seit langem ein Bedürfnis nach einer Zahnfüllzusammensetzung mit physikalischen Eigenschaften, die denen der natürlichen Zahnstruktur sehr nahekommen.

Darüber hinaus besteht auf dem Gebiet der chirurgischen Prothesenmaterialien, das gegenwärtig von hochfesten, nicht korrosiven Legierungen dominiert wird, das anerkannte Bedürfnis nach einem Material, das biologischem hartem Gewebe ähnlicher ist, da die Probleme der Gewebeverträglichkeit und Haftung bisher nicht völlig gelöst wurden (Hulbert et al., Materials Science Research 5, 417 [1971]).

In der auf die Entdeckung wirksamer Antiflecken- (Antibelag-) chemotherapeutischer Mittel gerichteten Forschung besteht die Notwendigkeit nach Standardtestmaterialien mit einer guten zahnartigen Oberfläche mit Hinsicht auf die Flecken-(Belag-)bildung und die Beständigkeit gegen chemische Mittel. Obwohl natürliche Zähne für diesen Zweck verwendet wurden, haben diese den Nachteil, stark variabel zu sein, in großen Mengen relativ schlecht erhältlich zu sein und vor der Anwendung aufwendig gereinigt werden zu müssen. Es werden daher andere Materialien verwendet, auf denen sich dentale Flecken (Zahnbelag) akkumulieren, wie pulverisierter Hydroxylapatit, Acryl-Zähne, Glas und Draht. Obwohl diese Materialien möglicherweise zum Studium der Plaquebildung als solche geeignet sind, zeigen diese Materialien eine geringe Ähnlichkeit mit der natürlichen Zahnoberfläche auf und sind daher nicht vollständig zur Anwendung zur Auffindung wirksamer Antibelagmittel geeignet. Es ist beispielsweise bekannt, daß Chemikalien, die die Fleckenbildung auf Zähnen inhibieren, dies nicht notwendigerweise auf Glas und Draht bewirken (Turesky et al., J. Periodontology 43, 263 [1972]). Es besteht daher ein Bedürfnis nach einem billigen, leicht erhältlichen Material, das chemisch dem Zahnschmelz ähnlich, hart, dicht und hochpoliert ist.

Hydroxylapatit, Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂, auch als basisches Calciumorthophosphat bekannt, die mineralische Phase von Zähnen und Knochen, wurde als geeignet für die verschiedenen vorstehenden Zwecke empfohlen und die US-Patentschrift 25 08 816 beschreibt ein Verfahren zur Erzielung des Hydroxylapatits aus Zahnschmelz und seine Verwendung im Gemisch mit einem synthetischen Harz, als prothetische Zahnzusammensetzung. Dieser Vorgang ist langwierig und aufwendig und auf die Erzeugung von fein verteiltem Hydroxylapatit beschränkt. Darüber hinaus hängt diese Methode selbstverständlich von der Beschaffung natürlicher Zähne ab.

Die Verwendung von porösem, nicht keramischem Hydroxylapatit als Füllmaterial in Zahnzementen und Füllungszusammensetzungen wurde in der deutschen Offenlegungsschrift 24 15 333 empfohlen.

Kutty (Indian J. Chem. 11, 695 [1973]) beschreibt Mischungen von Hydroxylapatit und Whitlockit, hergestellt durch die Zersetzung von pulverisiertem Hydroxylapatit bei verschiedenen Temperaturen.

Bett et al. beschreiben in J. Amer. Chem. Soc. 89, 5535 (1967), die Herstellung von teilchenförmigem Hydroxylapatit mit einer Stöchiometrie variierend von Ca/P = 1,67 bis 1,57. Die so erhaltenen Materialien enthalten große interkristalline Poren. Es wurde auch beschrieben, daß beim Erhitzen bis zu 1000°C die calciumarmen Hydroxylapatite eine teilweise Umwandlung in die Whitlockitphase eingehen. Es handelt sich um eine analytische Technik zur Bestimmung von Calcium/Phosphor-Verhältnissen.

Die US-Patentschrift 37 87 900 beschreibt ein Knochen- und Zahnprothesenmaterial, das eine feuerfeste Verbindung und eine Calciumphosphatverbindung, z. B. Whitlockit, umfaßt.

Es wurden verschiedene Versuche unternommen, eine harte, feste Makroform von Hydroxylapatit zu schaffen. Jedoch hat sich keine der bisherigen Formen von Hydroxylapatit als voll zufriedenstellend erwiesen. So beschreiben Roy und Linnehan in Nature, 247, 220 (1974) ein genau durchdachtes hydrothermisches Austauschverfahren, bei dem das Skelett-Calciumcarbonat von Meereskorallen zu Hydroxylapatit umgewandelt wurde. Das so erzeugte Material behielt notwendigerweise die hohe Porosität, die für die Korallenstruktur charakteristisch ist, bei und hatte darüber hinaus eine relativ geringe Zugfestigkeit von etwa 16,9 bis 330 × 10⁴ Pa, was einen ernstlichen Nachteil für ein Prothesenmaterial darstellt.

Monroe et al. beschrieben in Journal of Dental Research 50, 860 (1971) die Herstellung eines keramischen Materials durch Sintern von komprimierten Tabletten von Hydroxylapatit. Das so erhaltene Material war eine Mischung von Hydroxylapatit und etwa 30% α- Whitlockit, der ein Ca₃(PO₄)₂ oder Tricalciumphosphat ist, als eine geordnete Mosaikanordnung von polyedrischen Kristalliten und schien eine große Porosität aufzuweisen, um es zur Anwendung in einem Zahnmaterial geeignet zu machen.

Rao und Böhm beschrieben in Journal of Dental Research 53, 1351 (1974) eine polykristalline Form von Hydroxylapatit, hergestellt durch isostatisches Pressen von pulverisiertem Hydroxylapatit in einer Form und isothermes Sintern der geformten Form. Die resultierende Keramik war porös und hatte eine maximale Druckfestigkeit von etwa 117,215 × 10⁶ Pa.

Bhaskar et al. beschrieben in Oral Surgery 32, 336 (1971) die Anwendung eines biozersetzbaren Calciumphosphat-keramischen Materials zur Ausfüllung von Knochendefekten. Das Material ist hoch porös, wird von dem Ort des Implantats resorbiert und weist die Festigkeit eines Metalls oder die Nichtabbaubarkeit eines keramischen Implantats nicht auf.

In Acta odont. Scand. 15 (1957), Seite 122ff, ist im Einführungsteil auf eine Arbeit von Trömel aus 1932 bezüglich des kristallinen Tricalciumphosphats Bezug genommen, das angeblich durch Erhitzen eines undefinierten Gemisches von Calciumphosphaten erhalten wird. Obzwar Temperaturen von 1250°C offenbar erreicht wurden, ist jedoch kein Hinweis darauf vorhanden, daß die Temperatur eine genügend lange Zeit aufrechterhalten wurde, um eine Keramik herzustellen. Da außerdem "Pulverdiagramme" erwähnt sind, so scheint es, daß diese Versuche von Trömel unter Verwendung von Calciumphosphatpulver durchgeführt wurden, in welchem Fall nichtporöse keramische Körper nicht erzeugt würden.

Gemäß einem Merkmal der vorliegenden Erfindung wird eine neue keramische Form von Hydroxylapatit geschaffen, die im wesentlichen reinen Hydroxylapatit enthält, die hart und dicht ist und eine Hochpolitur bzw. einen Hochglanz annimmt. Chemisch ist sie sehr ähnlich dem Zahnschmelz. Darüber hinaus kann dieses neue Material in relativ einfacher Weise aus billigen Ausgangsmaterialien hergestellt werden und ist in gleichmäßiger Qualität erhältlich, wodurch die erwünschte Variabilität von natürlichen Zähne vermieden wird.

Die Einarbeitung der neuen keramischen Form von Hydroxylapatit in Zahnersatz-Zusammensetzungen schafft ein dichtes Füllmaterial, das einen Expansionskoeffizienten aufweist, der praktisch mit dem von natürlichem Zahnschmelz identisch ist.

Das zahntechnische und chirurgische Implantationsmaterial, das durch die vorliegende Erfindung zugänglich gemacht wird, ist hart, fest und völlig bioverträglich und kann in jeglicher gewünschten Form ohne die Notwendigkeit hoher Drücke oder anderer komplizierter Techniken hergestellt werden. Darüber hinaus kann, wie im nachfolgenden genauer beschrieben, jegliches gewünschte Ausmaß an Porosität einem derartigen Material verliehen werden, wodurch das Einwachsen von Gewebe ermöglicht wird.

Wie aus dem folgenden ersichtlich, bringen die Charakteristika des hier beschriebenen Materials eine ideale Eignung zur Herstellung von Scheiben, Platten, Stäben usw. zur Anwendung zum Test von Anti-Zahnbelagmitteln mit sich.

Die neue physikalische Form von Hydroxylapatit, die sich von den biologischen und geologischen Formen und allen bisher bekannten synthetischen Formen, wie nachstehend aufgeführt, unterscheidet, besteht aus einem festen, harten, dichten, weißen, durchscheinend isotropen, polykristallinen, gesinterten Keramikmaterial, das im wesentlichen reinen Hydroxylapatit mit einer durchschnittlichen Kristallitgröße im annähernden Bereich von 0,2 bis 3 µm, eine Dichte im annähernden Bereich von 3,10 bis 3,14 g/cm³ besitzt und weiter durch die Abwesenheit von Poren und die Spaltung entlang glatter gebogener Flächen charakterisiert ist. Darüber hinaus hat das vorstehend beschriebene Material bei seiner gewöhnlichen Herstellung eine Druckfestigkeit im annähernden Bereich von 241,325 × 10⁶ bis 861,875 × 10⁶ Pa, eine Zugfestigkeit im annähernden Bereich von 20,685 × 10⁶ bis 206,85 × 10⁶ Pa, einen linearen thermischen Expansionskoeffizienten im annähernden Bereich von 10 bis 12 × 10^-6/°C, eine Knoophärte im annähernden Bereich von 470 bis 500 und einen Elastizitätsmodul von etwa 41,37 × 10⁹ Pa und ist unter polarisiertem Licht nicht doppelbrechend. Die ursprüngliche Bewertung der neuen Hydroxylapatit-Keramik zeigte, daß es sich um eine feste, harte, dichte, weiße, durchscheinende Keramik handelte, die im wesentlichen reinen, mikrokristallinen Hydroxylapatit in einer zufälligen isotropen Anordnung umfaßte und eine Druckfestigkeit im Bereich von etwa 241,325 × 10⁶ bis 517,125 × 10⁶ Pa, eine Zugfestigkeit im Bereich von etwa 20,685 × 10⁶ bis 344,75 × 10⁶ Pa, einen linearen thermischen Expansionskoeffizienten im Bereich von etwa 10 bis 12 × 10^-6/°C, eine Knoophärte im Bereich von etwa 470 bis 500 und einen Elastizitätsmodul von etwa 41,37 × 10⁹ Pa aufwies und durch eine Spaltung entlang glatter, gekrümmter Flächen und durch die Abwesenheit einer Doppelbrechung unter polarisiertem Licht charakterisiert ist.

Der hier verwendete Ausdruck "dicht" bezeichnet eine hoch kompakte Anordnung von Teilchen, die im wesentlichen keine Räume oder ungefüllte Zwischenräume zwischen sich aufweisen.

Im Gegensatz zu der vorstehend beschriebenen Form von Hydroxylapatit sind geologischer Hydroxylapatit und synthetischer Hydroxylapatit, hergestellt durch ein hydrothermisches Verfahren, mikrokristallin, brechen entlang flacher Ebenen und weisen eine Doppelbrechung auf. Biologischer Hydroxylapatit zeichnet sich dadurch aus, daß er im allgemeinen beträchtliche Mengen an Carbonationen in dem Apatitgitter besitzt, und in seinem reinsten Zustand, d. h. im Zahnschmelz, anisotrop in spiralenförmig angeordneten, strahlenförmig verlaufenden Stäben angeordnet ist, so daß er in geraden Linien entlang der Grenzfläche dieser Schmelzstäbe bricht und eine vergleichsweise geringe Zugfestigkeit von 103,425 × 10⁵ Pa aufweist.

Zusätzlich zu den vorstehend beschriebenen Eigenschaften der neuen keramischen Form von Hydroxylapatit, die durch die vorliegende Erfindung geschaffen werden, ist dieses Material auch völlig bioverträglich und daher besonders geeignet als Material für Zahnprothesen und chirurgische Prothesen. So kann das erfindungsgemäße Keramikmaterial zu Zahnkronen, künstlichen Zähnen, Knochen- und Gelenkprothesen, Kanülen, Verankerungsvorrichtungen für künstliche Glieder, die an Knochen gebunden werden können und durch die Haut herausragen, sowie Testoberflächen zur Untersuchung von Zahnbelag, der Cariesbildung, Arthritis oder anderen Erkrankungen, die die Zähne und Knochen befallen können, gegossen oder maschinell verarbeitet werden. In geeigneter Weise vermahlen kann die neue erfindungsgemäße Keramik als synthetischer spongiöser Knochen (canncellus bone) zur Ausbesserung von Knochendefekten, als ein Schleif- bzw. Poliermittel und in Verbindung mit üblichen Harzen bzw. Standardharzen als dentale restaurative Zusammensetzung, wie nachstehend beschrieben, verwendet werden.

Als Testfläche zur Bewertung von dentalen Flecken - hierunter sind auch Zahnbeläge zu verstehen - inhibierenden Mitteln kann die erfindungsgemäße Keramik zu Körpern jeglicher geeigneter Größe und Gestalt hergestellt werden, vorzugsweise in einer Größe und in einer Form, die leicht in ein Standarduntersuchungsrohr eingebracht werden kann. Dies wird zweckmäßig durch Schneiden oder Maschinenbehandlung großer plattenartiger Stücke von getrocknetem Filterkuchen auf eine geeignete Größe und anschließendes Sintern erzielt. Die gesinterten Produkte werden unter Anwendung üblicher Steinschleif- bzw. Steinbehandlungstechniken hoch poliert und die resultierenden Körper werden anschließend als Substrate zur Bewertung von dentalen Flecken inhibierenden Mitteln nach der von Turesky et al., loc. cit., beschriebenen Technik verwendet. Nach der Anwendung werden die Keramikkörper einfach erneut poliert, um eine neue Testoberfläche zu ergeben.

Die normal hergestellte erfindungsgemäße Keramik ist nicht lediglich dicht, sondern auch ohne Poren und wenn auch für den Fall von dentalen Anwendungszwecken ein nicht poröses Material wesentlich ist, kann ein gewisser Porositätsgrad bei Implantaten vorteilhaft sein, da er die Zirkulation von Körperflüssigkeiten und das Einwachsen von Gewebe ermöglicht. Der vorliegenden Keramik können verschiedene Porositätsgrade in gleicher Weise wie von Monroe et al., loc. cit., beschrieben, verliehen werden. So werden den organischen Materialien, die Stärke, Cellulose, Baumwolle oder Kollagen in Mengen von etwa 5 bis 25 Gew.-%, mit dem gelatineartigen Präzipitat von Hydroxylapatit vermischt. Während der anschließenden Sinterbehandlung werden die organischen Materialien herausgebrannt, wobei Hohlräume und Kanäle in dem ansonsten nicht porösen keramischen Produkt geschaffen werden. Alternativ kann eine Porosität mechanisch durch Bohren oder maschinelle Erzeugung von Hohlräumen und Öffnungen in dem nicht porösen Keramikmaterial erzeugt werden.

Auf solche Weise kann ein künstlicher Zahn, der gemäß diesem Merkmal der Erfindung zusammengesetzt ist, am Implantationspunkt porös gemacht werden, während die freiliegende Zahnfläche nicht porös bleibt. Die Implantation kann wie von Hodosh et al., Journal of the American Dental Association 70, 362 (1965) beschrieben, durchgeführt werden. Alternativ kann die erfindungsgemäß geschaffene Keramik mit einem polymerisierbaren oder polymerisierten Bindematerial, wie nachstehend beschrieben, gemischt werden und die resultierende Zusammensetzung kann als Überzug für Metallimplantate, wie in der US-Patentschrift 36 09 867 beschrieben, verwendet werden.

Die vorstehend beschriebene neue keramische Form von Hydroxylapatit wird erfindungsgemäß dadurch hergestellt, daß man Calciumionen mit Phosphationen in wäßrigem Medium und bei einem pH-Wert von etwa 10 bis 12 zur Bildung eines gel- bzw. gelatineartigen Niederschlags eines Phosphats von Calcium mit einem Molverhältnis von Calcium zu Phosphor im Bereich von etwa 1,62 bis 1,72 umsetzt und diese Ausfällung aus der Lösung entfernt und sie auf etwa 1050°C bis 1250°C während etwa 20 Minuten bis 3 Stunden erhitzt.

So wird der Hydroxylapatit aus wäßrigem Medium durch Umsetzung der Calciumionen mit Phosphationen bei einem pH-Wert von etwa 10-12 ausgefällt. Es sind jegliche Calcium- oder Phosphat enthaltenden Verbindungen geeignet, die Calcium- und Phosphationen in wäßrigem Medium liefern, vorausgesetzt, daß die jeweiligen Gegenionen dieser Verbindung leicht aus dem Hydroxylapatitprodukt entfernt werden und nicht selbst in das Hydroxylapatitgitter eingearbeitet werden oder andererseits eine Wechselwirkung mit der Ausfällung oder Isolierung von in wesentlichem reinem Hydroxylapatit eingehen. Verbindungen, die Calciumionen liefern, sind beispielsweise Calciumnitrat, Calciumhydroxid, Calciumcarbonat und dergleichen. Das Phosphation kann aus Diammoniumhydrogenphosphat, Ammoniumphosphat, Phosphorsäure und dergleichen geliefert werden. Bei der vorliegenden Methode sind Calciumnitrat und Diammoniumhydrogenphosphat die bevorzugten Quellen für Calcium- bzw. Phosphationen.

Die Herstellung von der erfindungsgemäßen neuen Form von Hydroxylapatit wird zweckmäßig wie folgt durchgeführt:
Zuerst werden Calciumnitrat und Diammoniumhydrogenphosphat in einem Molverhältnis von 1,67 bis 1 in wäßriger Lösung bei einem pH-Wert von etwa 10-12 zur Erzielung eines gelatineartigen Niederschlags von Hydroxylapatit miteinander umgesetzt. Zu diesem Zweck ist die von Hayek et al. in Inorganic Syntheses 7, 63 (1963) beschriebenen Methode geeignet. Die gelatineartige Suspension von Hydroxylapatit, die so erhalten wird, wird anschließend in Kontakt mit der Originallösung während einer Zeit gehalten, die dazu ausreicht, daß das Calcium-zu-Phosphorverhältnis des suspendierten Hydroxylapatits einen Wert von etwa 1,62-1,72 einnimmt. Dies wird zweckmäßig entweder durch Rühren der Suspension bei Raumtemperatur während nicht unter 24 Stunden oder durch Sieden der Suspension während 10 bis 90 Minuten oder durch eine Kombination von Sieden, gefolgt von Stehen bei Raumtemperatur erzielt. Vorzugsweise wird die Suspension 10 Minuten gekocht und anschließend 15-20 Stunden bei Raumtemperatur stehengelassen. Der Hydroxylapatit wird anschließend aus der Lösung auf geeignete Weise, beispielsweise durch Zentrifugieren oder Vakuumfiltration entfernt. Das gelartige, so gewonnene Produkt enthält eine große Menge von eingeschlossenem Wasser, von dem viel durch Druck entfernt werden kann. Falls gewünscht, kann das nasse, tonartige Material zu einer zweckmäßigen Form geschnitten oder geformt werden oder alternativ in eine geeignete Form gegossen werden. Es sei festgestellt, daß gewöhnlich eine Schrumpfung von etwa 25% auftritt, wenn der nasse Hydroxylapatit getrocknet wird und eine weitere Schrumpfung von etwa 25% während der nachfolgenden Sinterung auftritt. Dies sollte selbstverständlich in Betracht gezogen werden, wenn man das Material formt. Das nasse Produkt kann langsam bis zur Sintertemperatur von 1050 bis 1250°C erwärmt werden, bei welchem Punkt das gesamte restliche Wasser abgetrieben ist. Hält man die Temperatur etwa 20 Minuten bis 3 Stunden bei 1050 bis 1250°C, so erfolgt die Sinterung und maximale Verdichtung des Produkts. Gewöhnlich ist es bevorzugt, das getrocknete Produkt vor dem Sintern zu isolieren. So kann das nasse Produkt bei etwa 90 bis 900°C während etwa 3 bis 24 Stunden oder bis der Wassergehalt davon auf 0 bis etwa 2% vermindert ist, getrocknet werden. Im allgemeinen werden bevorzugt Trocknungsbedingungen von etwa 90 bis 95°C während 15 Minuten oder bis zu einer Verminderung des Wassergehaltes auf etwa 1 bis 2% bevorzugt. Der auf diese Weise erhaltene Hydroxylapatit ist brüchig und porös, weist jedoch eine beträchtliche mechanische Festigkeit auf. Eine gewisse Abscheidung oder ein Brechen des tonartigen Materials kann beim Trocknen eintreten, insbesondere, wenn ein dicker Filterkuchen verwendet wird. Jedoch werden Stücke in der Größe von 100 cm² und 3 mm Dicke leicht erzielt. Die Abtrennung oder das Brechen während des Trocknens können verhindert oder auf ein Minimum herabgesetzt werden, wenn man der Suspension von frisch ausgefälltem Hydroxylapatit etwa 0,4 bis 0,6 Gew.-% eines organischen Bindemittels, wie Kollagen, pulverisierte Cellulose oder Baumwolle, zugibt, wobei etwa 0,5% Kollagen bevorzugt sind. Das organische Bindemittel wird während der anschließenden Sinterung verflüchtigt und die physikalischen Charakteristika des keramischen Produkts erscheinen im wesentlichen unverändert im Vergleich mit dem in Abwesenheit eines derartigen Bindemittels hergestellten Produkts. Selbstverständlich führt die Anwendung von wesentlich größeren Mengen an organischem Bindemittel, wie vorstehend beschrieben, zu einem porösen keramischen Produkt. Es können auch andere übliche organische und anorganische Bindemittel, die dem Keramikfachmann bekannt sind, verwendet werden.

Zu diesem Zeitpunkt ist es im allgemeinen zweckmäßig, den getrockneten Hydroxylapatit roh zu der gewünschten Form des Endprodukts zu schneiden oder zu formen, wobei man die vorstehend erwähnte, beim Sintern auftretende Schrumpfung berücksichtigt.

Die Hydroxylapatitkörper sollten vor dem Sintern gleichmäßig und frei von Fehlstellen sein. Die Anwesenheit von Rissen oder Sprüngen kann zum Bruch der Stücke des Sinterverfahrens führen. Die Produkte werden anschließend bei etwa 1050 bis 1250°C während etwa 20 Minuten bis 3 Stunden gesintert, wobei die Temperaturen und Zeiten in inverser Weise voneinander abhängen. Vorzugsweise wird bei 1100 bis 1200°C während etwa 0,5 bis 1 Stunde gesintert. Die harten, dichten, keramischen Artikel, die so hergestellt werden, können anschließend unter Anwendung üblicher Techniken poliert oder maschinell verarbeitet werden.

Bei dem vorstehenden Verfahren ist es kritisch, den Hydroxylapatit als gelartigen bzw. gelatineartigen Niederschlag aus wäßriger Lösung herzustellen, da lediglich in diesem kohäsiven gelatineartigen Zustand der Hydroxylapatit geformt oder geschmolzen und anschließend getrocknet und gesintert werden kann, um die Keramik in Makroform zu erzielen. Trockener, teilchenförmiger oder granularer Hydroxylapatit kann nicht erneut in diesen kohäsiven gelartigen Zustand überführt werden. Wird beispielsweise pulverisierter Hydroxylapatit in Wasser suspendiert und filtriert, so erhält man einen nicht kohäsiven, teilchenförmigen Filterkuchen, der einfach trocknet und bröselt und nicht gestaltet, geformt oder in eine Makroform der Keramik umgewandelt werden kann. Darüber hinaus ist, obwohl pulverisierter Hydroxylapatit mechanisch zu einem Formkörper, wie eine Tablette, gepreßt werden kann, das beim erfindungsgemäßen Sintern erhaltene Produkt ein hochporöses Produkt und bricht nicht längs glatter Ebenen, sondern zersplittert einfach zu rauhen Stücken.

Obwohl die Bildung von Hydroxylapatit in wäßrigem Medium ein komplexer und nicht vollständig verständlicher Vorgang ist, wird allgemein angenommen, daß sich Calcium- und Phosphationen zunächst unter Bildung eines Hydroxylapatits mit Calciummangel vereinen, der ein Calcium/Phosphorverhältnis von etwa 1,5 aufweist. In Anwesenheit von Calciumionen wird diese Species langsam in Hydroxylapatit mit einem Calcium/Phosphorverhältnis von 1,67 umgewandelt. (Eanes et al., Nature 208, 365 [1965] und Bett et al., J. Amer. Chem. Soc. 89, 5535 [1967]). So muß zur Erzielung einer Keramik, die im wesentlichen reinen Hydroxylapatit umfaßt, beim erfindungsgemäßen Verfahren der ursprüngliche gelartige Niederschlag von Hydroxylapatit in Kontakt mit der Ausgangslösung während einer Zeit bleiben, die dazu ausreicht, das Calcium/Phosphorverhältnis auf einen Wert von etwa 1,67 bis 1,72 ansteigen zu lassen. Wesentliche Abweichungen von diesem Bereich führen zu einem weniger durchscheinenden keramischen Produkt. Wird beispielsweise Hydroxylapatit bei Raumtemperatur ausgefällt und während 2 Stunden nach der Ausfällung gewonnen, so beträgt sein Calcium/Phosphorverhältnis etwa 1,55 bis 1,57 und die schließlich daraus hergestellte Keramik ist undurchsichtig bzw. opak und erweist sich durch Röntgenstrahlenbeugung als eine Mischung aus Hydroxylapatit und Whitlockit.

So kann es, obwohl das erfindungsgemäße Verfahren zu einer durchscheinenden Keramik führt, die im wesentlichen reinen Hydroxylapatit umfaßt, aufgrund der nicht vollständig verständlichen Bildungsweise des Hydroxylapatits in wäßrigem Medium, vorteilhaft sein, die Hydroxylapatitbildung zu überwachen, um sicherzustellen, daß die gewünschte Calcium/Phosphor- Stöchiometrie erzielt wird und daß als Produkt beim Sintern im wesentlichen reinen Hydroxylapatit enthalten wird. Dies wird zweckmäßig durch Entnahme eines aliquoten Teils der Hydroxylapatitsuspension, Abtrennen des Produkts, Trocknen und Sintern, wie vorstehend beschrieben, und Unterziehen der so erhaltenen Keramik einer Elementaranalyse und Röntgenstrahlenanalyse erreicht.

Die Temperatur und die Dauer des Sinterns sind für das erfindungsgemäße Verfahren ebenfalls kritisch. So kann nicht gesinterter Hydroxylapatit mit dem gewünschten Calcium/Phosphorverhältnis von 1,62-1,72 in die erfindungsgemäße Keramik durch Erwärmen auf eine Temperatur von ∼1050 bis 1200°C umgewandelt werden. Bei einer Temperatur von 1050°C kann das vollständige Sintern und die maximale Verdichtung 2 bis 3 Stunden erfordern, während bei 1200°C das Verfahren in 20-30 Minuten vollständig sein kann. Bevorzugt wird bei einer Temperatur von etwa 1100°C während etwa 1 Stunde gesintert. Eine Temperatur wesentlich unter 1050°C führt zu einer unvollständigen Sinterung, unabhängig von der Zeitdauer des Erwärmens, während das Erwärmen über 1250°C während mehr als 1 Stunde zu einer teilweisen Zersetzung des Hydroxylapatits zu Whitlockit führt.

Die Erfindung betrifft auch die Verwendung der erfindungsgemäßen Hydroxylapatitkeramik für keramische Zahnimplantate in Mischung mit einem polymerisierbaren oder polymerisierten Bindematerial, das mit den Bedingungen des Oralraumes verträglich ist. Eine solche dentale Wiederherstellungszusammensetzung umfaßt etwa 10 bis 90%, vorzugsweise 60 bis 80%, bezogen auf das Gewicht, von fein verteiltem keramischen Hydroxylapatit, wobei der Rest dieser Zusammensetzung von etwa 10-90 Gew.-% ein dental akzeptierbares polymerisierbares oder polymerisiertes Bindematerial zusammen mit bekannten bzw. üblichen geeigneten Polymerisationskatalysatoren, wie aliphatische Ketonperoxide, Benzoylperoxid usw., reaktive Verdünnungsmittel, wie Di-, Tri- und Tetraäthylenglykoldimethacrylat, Härter, wie N-3-oxokohlenwasserstoff-substituierte Acrylamide, wie in der US-PS 32 77 056 beschrieben, Promotoren bzw. Reaktionsförderer oder Beschleuniger, wie Metallacetylacetonate, tertiäre Amine, z. B. N,N-Bis-(2-hydroxyäthyl)-p-toluidin usw., oder quervernetzende Mittel, wie Zinkoxid usw., die in einer Menge von etwa 0,01 bis 45 Gew.-% der Gesamtzusammensetzung vorliegen, umfaßt. Obwohl es nicht wesentlich ist, kann ein oberflächenaktives Comonomeres oder Befestigungsmittel, wie das Reaktionsprodukt von N-Phenylglycin und Glycidylmethacrylat, wie in der US-Patentschrift 32 00 142 beschrieben, Methacryloxypropyltrimethoxysilan, 3,4-Epoxycyclohexyläthyltrimethoxysilan, Vinyltrichlorsilan usw. zu der Zusammensetzung in einer Menge von 0,05 bis 10 Gew.-% der Gesamtzusammensetzung zugesetzt werden. Das Binde- oder Befestigungsmittel fördert die Bindung des keramischen Materials an das Harz und von der dentalen Füllzusammensetzung an den natürlichen Zahn. So wird der erfindungsgemäße keramische Hydroxylapatit auf eine geeignete Teilchengröße von etwa 5 bis 100 µm unter Anwendung üblicher Mahltechniken zerkleinert und anschließend mit einer geeigneten Menge eines Standardharzes, das in der Zahntechnik üblich bzw. bekannt ist, wie Hydroxyäthylmethacrylat, Polymethylmethacrylat, Polyacrylsäure, Propylenglykolfumaratphthalat ungesättigte Polyester, styrol-modifizierte ungesättigte Polyester, Epoxyharze und das Bisacrylatmonomere, hergestellt aus Glycidylmethacrylat und Bisphenol A gemäß der US-Patentschrift 30 66 112, vermischt. Das Harz kann ein einziges Monomeres oder eine Mischung von zwei oder mehreren Comonomeren umfassen. Zusatzstoffe, wie Farbstoffe, anorganische Pigmente und fluoreszierende Mittel können gegebenenfalls zu der vorstehenden Zusammensetzung nach den in diesem Fachgebiet bekannten Prinzipien gefügt werden. Es ist zweckmäßig, das Harz, den keramischen Hydroxylapatit und gegebenenfalls Ingredenzien, wie Silanbindemittel, Farbstoffe, anorganische Pigmente oder fluoreszierende Mittel vor der Zugabe des Katalysators, Härters, Quervernetzungsmittels, Promotors oder Beschleunigers, zu vermischen. Jedoch ist die Reihenfolge, gemäß der die Bestandteile vermischt werden, nicht kritisch und diese Bestandteile können gleichzeitig vermischt werden. Unter Anwendung üblicher Techniken kann die so hergestellte Zusammensetzung als ein Zahnfüllmaterial, als Zahnzement, als Hohlraumauskleidung, als die Pulpa verkappendes Mittel verwendet werden oder die Zusammensetzung kann in eine geeignete Form zur Erzeugung eines künstlichen Zahnes oder einer Reihe von künstlichen Zähnen gegossen werden.

Selbstverständlich ist es sehr vorteilhaft, daß das in dem oralen Hohlraum verwendete Material caries-resistent ist. Dies wird in der Praxis der vorliegenden Erfindung bequem durch Zusatz von etwa 0,01 bis 1% Fluoridionen, wie Ammonium- oder Stannofluorid zu der Suspension von frisch ausgefälltem Hydroxylapatit erzielt. Die Keramik, die durch Sintern des resultierenden Produkts erzeugt wird, ist äußerst resistent gegen Angriff von Milchsäure, Essigsäure oder Zitronensäure, eine Standard-in- vitro-Methode zur Bestimmung der Caries-Resistenz. Alternativ kann der fertiggestellten Keramik die Resistenz gegen Caries durch Aussetzen der Keramik einer 0,5 bis 5%igen wäßrigen Lösung von Natriumfluorid während etwa 12 Stunden bis 5 Tagen verliehen werden. Vorzugsweise wird der Keramikkörper in etwa 5%iger wäßriger Natriumfluoridlösung während etwa 4 Tagen stehengelassen.

Vom Fachmann auf dem Keramikgebiet wird es geschätzt, daß zusätzlich zu den organischen und anorganischen Bindemitteln und Fluoridionen die erfindungsgemäßen Keramikmaterialien auch geringe Mengen von anderen Elementen enthalten können, die, obwohl sie die wesentliche Natur der Keramikprodukte nicht ändern, diesen nützliche Charakteristika verleihen können. Es ist beispielsweise bekannt, daß Barium und Strontium in das Apatitkristallgitter aufgenommen werden und daß diese Elemente beträchtlich opaker gegen Röntgenstrahlen sind als Calcium. Daher führt der Zusatz einer geringen Menge von Barium- oder Strontiumionen zu den Calciumionen vor der Umsetzung der letzteren mit dem Phosphation schließlich zu einer Hydroxylapatitkeramik, die mit Barium oder Strontium versehen ist, die bei Anwendung in einer dentalen Wiederherstellungszusammensetzung, wie vorstehend beschrieben, eine ausreichende Röntgenstrahlenabsorption ergibt, um eine Feststellung von dem gefüllten Zahn zu ermöglichen. Es ist bekannt, daß Magnesium, das auch in das Apatitkristallgitter aufgenommen wird, die Kristallisation von Hydroxylapatit verzögert, während es die Kristallisation von Whitlockit beschleunigt (Eanes et al., Calc. Tiss. Res. 2, 32 [1968]). So begünstigt die Zugabe einer geringen Menge von Magnesiumionen zu den Calciumionen vor der Reaktion der letzteren mit Phosphationen die Bildung von Whitlockit, wodurch schließlich eine mit Whitlockit angereicherte zweiphasige Keramik entsteht.

Die, wie vorstehend beschrieben, erhaltenen keramischen Materialien wurden auf der Basis einer oder mehrerer der folgenden Bestimmungen charakterisiert: Elementaranalyse, Dichte, Röntgenstrahlenbeugung, Transmissions-Elektronenmikroskopie, Mikroskopie unter polarisiertem Licht und mechanische Eigenschaften.

Die folgenden Beispiele dienen zur Erläuterung der Erfindung, ohne sie zu beschränken.

Beispiel 1

Zu einer gerührten Mischung von 130 ml, 1,63 n-Calciumnitrat (0,212 Mol) und 125 ml konzentriertem Ammoniak wurde tropfenweise während etwa 20 Minuten eine Mischung von 16,75 g (0,127 Mol) Diammoniumhydrogenphosphat, 400 ml destilliertem Wasser und 150 ml konzentriertem Ammoniak gefügt. Die resultierende Suspension wurde 10 Minuten gekocht, in einem Eisbad gekühlt und filtriert. Der Filterkuchen wurde mit einem Kautschukdamm gepreßt und anschließend über Nacht bei 95°C getrocknet. Eine Probe des resultierenden, harten, porösen, brüchigen Kuchens wurde in einen elektrischen Brennofen während 115 Minuten bis auf eine Endtemperatur von 1230°C erwärmt und anschließend auf Raumtemperatur gekühlt, wobei man ein kräftiges bzw. widerstandsfähiges, hartes, weißes, durchscheinendes keramisches Produkt erhielt.

Standardelementaranalysen des endgültigen Keramikprodukts und auch des getrockneten Hydroxylapatits vor dem Sintern ergaben die folgenden Ergebnisse, bezogen auf Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂:

Die Untersuchung eines dünnen Abschnitts der Keramik durch Mikroskopie unter polarisiertem Licht bei 130X und 352X zeigte, daß das Material im wesentlichen frei von Whitlockit war. Die Abwesenheit einer Doppelbrechung und wahrnehmbare Strukturmerkmale, wie die Kristallitform, Orientierung, Grenzlinien usw., zeigten eine mikrokristalline Struktur. Ein Vergleich mit den optischen Mikrographien eines dünnen Abschnitts der gesinterten gepreßten Tablette, beschrieben von Monroe et al., loc. cit., zeigte, daß die beiden Materialien strukturell unterschiedlich waren.

Röntgenstrahlenbeugungs-Messungen wurden in üblicher Weise durchgeführt. Die interplanaren Räume wurden berechnet und erwiesen sich als tatsächlich identisch mit den für Hydroxylapatit von Donnay et al., Crystal Data, ACA Monogram Nr. 5, 668 (1963) angegeben. Die Röntgenstrahlendaten zeigten darüber hinaus die Abwesenheit von Whitlockit in jeglicher Menge über etwa 2 bis 3%, der minimalen Sensibilitätskonzentration des Diffraktometers an.

Beispiel 2

Eine Lösung von 79,2 g (0,60 Mol) Diammoniumhydrogenphosphat in 1500 ml destilliertem Wasser wurde mit etwa 750 ml konzentriertem Ammoniak auf den pH-Wert 11-12 eingestellt.

Zusätzliches destilliertes Wasser wurde zur Auflösung des ausgefällten Ammoniumphosphats zugefügt, wobei sich ein Gesamtvolumen von 3200 ml ergab. Falls notwendig, wurde der pH-Wert erneut auf 11-12 eingestellt. Diese Lösung wurde tropfenweise während 30 bis 40 Minuten zu einer kräftig gerührten Lösung gefügt, die 1 Mol Calciumnitrat in 900 ml destilliertem Wasser enthielt, die vorher mit etwa 30 ml konzentriertem wäßrigem Ammoniak auf den pH-Wert 12 eingestellt worden war und anschließend mit destilliertem Wasser auf ein Volumen von 1800 ml verdünnt wurde. War die Zugabe vollständig, so wurde die resultierende gelartige bzw. gelatineartige Suspension weitere 10 Minuten gerührt und anschließend 10 Minuten gekocht, von der Wärmequelle weggenommen, bedeckt und 15-20 Stunden bei Raumtemperatur stehengelassen. Die überstehende Flüssigkeit wurde abdekantiert und die restliche Suspension wurde 10 Minuten bei 2000 U/min zentrifugiert. Der resultierende Schlamm wurde erneut in 800 ml destilliertem Wasser suspendiert und erneut 10 Minuten bei 2000 U/min zentrifugiert. Es wurde ausreichend destilliertes Wasser zu den restlichen Feststoffen gefügt, um ein Gesamtvolumen von 900 ml zu ergeben. Durch heftiges Schütteln erhielt man eine homogene Suspension, die im wesentlichen frei von großen Bruchstücken oder Aggregaten war. Die gesamte Suspension wurde in einen Büchner-Trichter auf einmal gegossen und unter Anwendung eines schwachen Vakuums filtriert. Wenn der Filterkuchen rissig zu werden begann, wurde ein Kautschukdamm angelegt und das Vakuum erhöht. Nach 1 Stunde wurde der Damm entfernt und der rißfreie, intakte Filterkuchen wurde auf eine flache Oberfläche überführt und 15 Stunden bei 90-95°C getrocknet, wobei man 90-100 g weißer, poröser, spröder Stücke von Hydroxylapatit erhielt. Bruchstücke von 1 bis 4 cm² und frei von Rissen und Sprüngen wurden in einen elektrischen Brennofen gefügt und die Temperatur wurde während 100 Minuten auf 1200°C angehoben, wonach der Ofen und sein Inhalt auf Raumtemperatur abkühlen konnten. Man erhielt Stücke aus einem harten, dichten, nicht porösen, weißen, durchscheinenden keramischen Material.

Nach der Durchführung der vorstehenden Analysen wurde festgestellt, daß die angewendete analytische Technik eine vollständige Auflösung der Proben nicht gestattet und die Ergebnisse daher ungenau und stark variabel sind. Trotz der vorstehenden analytischen Daten wurde die wesentliche Homogenität dieser Probe durch die folgenden elektronenmikroskopischen Daten bestätigt. Darüber hinaus besaß das Produkt von Beispiel 3, das nach einer im wesentlichen der Arbeitsweise von Beispiel 2 identischen Arbeitsweise hergestellt wurde, die erwarteten analytischen Werte und wurde darüber hinaus als homogener Hydroxylapatit durch Röntgenstrahlenbeugung und Elektronenmikroskopie charakterisiert.

Zweistufige Wiederholungsproben wurden durch Abschirmen einer Kollophoniumwiedergabe der Probenoberfläche mit Chrom und anschließendes Überziehen mit Kohlenstoff hergestellt. Die Transmissionselektronen- mikroskopische Bewertung der kopierten Proben ergab eine einwandfreie gleichmäßige Korngröße mit keinem Anzeichen für Poren oder eine zweite Ausfällungsphase weder in den Korngrenzlinien oder innerhalb der Körner selbst in einer Menge von über etwa 0,5%, der minimalen Konzentrationssensibilität des Elektronenmikroskops. Eine Probe der Keramik wurde anschließend auf SiC-Papier auf 600 "grit (US, abrasive particle system)" poliert und anschließend mit einer 3-Mikrometer-Diamantpaste auf einem metallographischen Rad, das mit einem feinen Nylontuch bedeckt war, poliert. Die Probe wurde anschließend 30 Sekunden mit 4%iger Fluorwasserstoffsäure geätzt. Es wurden anschließend Kopien der polierten und der geätzten Oberfläche gemacht und elektronenmikroskopisch untersucht. Erneut waren keine Sekundärphasen in den Korngrenzlinien festzustellen, jedoch ergab sich ein gewisser Anhaltspunkt für geringe Sekundärphasenteilchen in der Kornmasse.

Die Druckfestigkeit und der Elastizitätsmodul wurden nach üblichen Methoden bestimmt und erwiesen sich als 389,305 × 10⁶ ± 115,374 × 10⁶ Pa bzw. 43,438 × 10⁹ Pa.

Die Zugfestigkeit wurde nach dem üblichen Dreipunkte-Biegetest bestimmt und erwies sich als 66,536 × 10⁶ ± 22,891 × 10⁶ Pa.

Der thermische Expansionskoeffizient erwies sich als linear zwischen 25 und 225°C mit einem Wert von 11 × 10^-6/°C + 10%.

Unter Anwendung der Standard-Knoop-Methode wurde ein Härtewert von 480 gefunden. Der gleiche Wert wurde unabhängig von der Richtung der angewendeten Kraft gefunden, was anzeigt, daß das Material isotrop ist.

Die Porosität wurde qualitativ durch Eintauchen des Testmaterials in einen Fuchsinfarbstoff während 15 Minuten, Waschen mit Wasser, Trocknen und anschließende Untersuchung des Testmaterials auf Spuren von verbliebenem Farbstoff untersucht. Diese Untersuchung wurde gleichzeitig mit der nicht porösen Form der Keramik, geschaffen durch die vorliegende Erfindung, einer gesinterten, komprimierten Tablette von Hydroxylapatit und einem natürlichen Zahn durchgeführt. Die gesinterte komprimierte Tablette zeigte eine beträchtliche Beibehaltung des Farbstoffs, während die neue erfindungsgemäße Keramik und der natürliche Zahn keine sichtbare Beibehaltung des Farbstoffs aufwiesen. In einer anderen Methode wurde das zu untersuchende Material in 6n-wäßriges Ammoniak während 15 Minuten eingetaucht, mit Wasser gewaschen, getrocknet und mit feuchtem Lackmuspapier gerieben. Jegliches in Oberflächenporen zurückbleibendes Ammoniak verfärbt das umgebende Lackmuspapier blau. Wurde diese Untersuchung gleichzeitig an der erfindungsgemäßen Keramik, an einer gesinterten komprimierten Tablette von Hydroxylapatit und einem natürlichen Zahn durchgeführt, so verfärbte sich das Lackmuspapier in Kontakt mit der gesinterten komprimierten Tablette blau, was die Anwesenheit von in der Tablette eingeschlossenem Ammoniak anzeigt. Weder bei der neuen erfindungsgemäßen Keramik noch bei dem natürlichen Zahn zeigte sich eine Farbänderung des Lackmuspapieres.

Beispiel 3

Auf gleiche Weise wie in Beispiel 2, jedoch ausgehend von 3 Mol Calciumnitrat und 1,8 Mol Diammoniumhydrogenphosphat, erhielt man 304 g weißen, spröden, porösen Hydroxylapatit.

Durch Sintern bei 1100°C während 1 Stunde erhielt man eine harte, weiße, durchscheinende Keramik mit einer Dichte von 3,10 g/cm³. Die Röntgenstrahlenbeugung zeigte, daß das Material homogener Hydroxylapatit war. Die elektronenmikroskopische Bewertung zeigte eine Kristallit-Größenverteilung im Bereich von 0,7 bis 3 µm und die Abwesenheit von Poren oder Ausfällungen einer zweiten Phase.

Beispiel 4

A. Nach der gleichen Arbeitsweise wie in Beispiel 2 beschrieben, jedoch unter Verwendung der halben, dort verwendeten Quantitäten, wurden etwa 50 g Hydroxylapatit aus der wäßrigen Lösung ausgefällt. Nach dem Zentrifugieren wurde die zurückbleibende Mineralaufschlämmung erneut in ausreichend Wasser zur Bildung eines Gesamtvolumens von 1 l suspendiert und 2 Minuten in einem Waring-Mischer homogenisiert.
B. Eine Mischung von 0,5 g pulverisierter Cellulose (<0,5 µm) in 200 ml Wasser wurde 3 Minuten in einem Waring-Mischer vermischt. Ein Aliquot von 100 ml der homogenen wäßrigen Suspension von Hydroxylapatit wurde anschließend zugefügt und die resultierende Mischung weitere 5 Minuten vermischt. Die Suspension wurde anschließend filtriert und der Filterkuchen getrocknet und gesintert, gemäß Beispiel 2. Der Filterkuchen zeigte nach dem Trocknen sehr geringe Rißbildung und das durch Sintern erzeugte keramische Produkt war leicht porös, was sich durch den vorstehend beschriebenen Fuchsinfarbstofftest erwies.
C. Eine Mischung, die 0,5 g zerteilter Verbandwatte in 200 ml Wasser enthielt, wurde mit einem Waring-Mischer 45 Minuten bis zur Erzielung einer fast homogenen Suspension vermischt. Ein aliquoter Teil von 100 ml der homogenen wäßrigen Suspension von Hydroxylapatit, beschrieben in Beispiel 4A, wurde anschließend zugesetzt und es wurde weitere 15 Minuten vermischt. Die resultierende Suspension wurde filtriert und der Filterkuchen getrocknet und gesintert, gemäß Beispiel 2. Das keramische Produkt blieb intakt und war wahrnehmbar porös.

Beispiel 5

A. Eine Mischung von 5 g Kollagen (Rinder-Achillessehnen) in 300 ml Wasser wurde 5 Minuten in einem Waring-Mischer vermischt. Das Kollagen schloß große Wassermengen unter Bildung einer dicken, gelatineartigen Masse ein. Eine geringe Menge von fein verteiltem Kollagen (20-30 mg) verblieb in Suspension.
B. Die Suspension des fein verteilten Kollagens (250 ml) wurde dekantiert und in einem Waring-Mischer 5 Minuten mit 100 ml eines aliquoten Teils der homogenen Suspension von Hydroxylapatit, beschrieben in Beispiel 4A, vermischt. Die resultierende Mischung wurde filtriert und der Filterkuchen getrocknet und gesintert, gemäß Beispiel 2. Das keramische Produkt blieb intakt und war im wesentlichen nicht porös.
C. Etwa 20% des dicken, gelatineartigen Kollagens wurden in einem Waring-Mischer 6 Minuten mit 150 ml der homogenen wäßrigen Suspension von Hydroxylapatit, beschrieben in Beispiel 4A, vermischt. Die resultierende Mischung wurde filtriert und der Filterkuchen getrocknet und gesintert, gemäß Beispiel 2. Der getrocknete Kuchen blieb vor dem Sintern intakt und wies eine beträchtliche mechanische Festigkeit auf. Die Keramik, die durch Sintern erhalten wurde, war hart, fest bzw. widerstandsfähig und sichtbar porös.

Beispiel 6

Proben des gemäß Beispiel 2 erhaltenen Keramikprodukts wurden 12 Stunden in 1%igem wäßrigem Natriumfluorid stehengelassen. Diese Materialien wurden anschließend zusammen mit Proben von nicht behandelter Keramik und natürlichen Zähnen einer 10%igen Milchsäure ausgesetzt. Nach 3 Tagen zeigte die mit Fluorid behandelte Keramik wesentlich geringere Angriffe durch Milchsäure als das nicht behandelte keramische Material oder der natürliche Zahnschmelz. Wurde 3 Tage in 1%igem wäßrigem Natriumfluorid stehengelassen, so wurde die Keramik nicht sichtbar durch Milchsäure nach 3 Tagen angegriffen und zeigte nach 1 Monat lediglich eine leichte Zersetzung, wohingegen unbehandelte Proben stark zersetzt waren.

Beispiel 7

Nach der gleichen Arbeitsweise, wie in Beispiel 2 beschrieben, jedoch unter Anwendung der halben dort verwendeten Quantitäten, wurden etwa 50 g Hydroxylapatit aus wäßriger Lösung ausgefällt. Nach dem Zentrifugieren wurde die Mineralaufschlämmung in ausreichend Wasser zur Erzielung eines Gesamtvolumens von 500 ml suspendiert. Die Suspension wurde in 10 gleiche Teile geteilt, von denen jeder mit 50 ml Wasser verdünnt wurde und mit Ammoniumfluorid wie folgt behandelt wurde: zu den Proben 1, 2, 3, 4 und 5 wurden 0, 0,1, 0,5, 1,0 bzw. 2,0 ml wäßriges Ammoniumfluorid mit einem Gehalt von 0,00085 g F^-/ml gefügt. Die Proben 6, 7 und 8 wurden mit 0,5, 1,0 bzw. 10,0 ml wäßrigem Ammoniumfluorid mit einem Gehalt von 0,0085 g f^-/ml gehandelt. Die Proben 9 und 10 wurden mit 2,0 bzw. 4,0 ml wäßrige, Ammoniumfluorid mit einem Gehalt von 0,045 g F^-/ml versetzt. Die Suspensionen wurden anschließend auf einem Rotationsschüttler 1½ Stunden geschüttelt und filtriert. Die Filterkuchen wurden 15 Minuten mit einem Kautschukdamm gepreßt, 2 Tage bei 95°C getrocknet und anschließend in einem elektrischen Brennofen auf eine Temperatur von 1200°C erhitzt. Die resultierenden Keramiken wurden zu feinen Pulvern gemahlen und durch ein Sieb von 0,044 mm lichter Maschenweite gesiebt. 80 mg jeder der Pulverproben wurden mit 80 ml einer 0,4 m-Natriumlactatpufferlösung vom pH-Wert 4,1 bei 23°C vermischt und auf einem Burrell-Dreh- bzw. Gelenkschüttler geschüttelt. Nach 2, 9, 25 und 40 Minuten nach dem Vermischen wurden aus jeder Probenmischung aliquote Teile von 3 ml entnommen, sofort zur Entfernung der ungelösten Probe filtriert und die Menge an gelöster Keramik colorimetrisch bestimmt. Die Ergebnisse sind in der Tabelle A aufgeführt. Zu Vergleichszwecken wurde ein gesinterter Anteil der Probe 1 vier Tage in 1 ml 5%igem Natriumfluorid stehengelassen. Der Feststoff wurde abgetrennt, sorgfältig mit Wasser gewaschen, getrocknet und anschließend dem vorstehend beschriebenen Auflösungsversuch, wie die Probe 1A, unterzogen. Die Ergebnisse sind in die Tabelle A mitaufgenommen. Es ist selbstverständlich ersichtlich, daß die vorstehend beschriebenen experimentellen Bedingungen in vivo-Bedingungen nicht nahekommen, jedoch so gewählt wurden, daß sie eine ausreichende Auflösung der Probe innerhalb einer angängigen Zeitdauer ermöglichen, um so eine genaue Bewertung der relativen Auswirkung der Fluoridionenkonzentration zu ermöglichen. So sind in vivo-Auflösungsraten für keramischen Hydroxylapatit erwartungsgemäß beträchtlich geringer als die vorstehenden Raten in dem starken Lactatpuffer.

Tabelle A

Relative Auflösungsrate von fluoriertem keramischen Hydroxylapatit

Beispiel 8

Große Bruchstücke von getrocknetem Filterkuchen von etwa 3 bis 4 mm Dicke, hergestellt gemäß Beispiel 2 und mit einem Ca/P- Verhältnis = 1,64-1,66 wurden geritzt und zu rechteckigen Platten von etwa 14-15 mm Länge und 7-8 mm Breite gebrochen und durch ein Ende wurde ein kleines Loch gebohrt. 1000 dieser Platten wurden anschließend gemäß Beispiel 2 gesintert und unter Anwendung üblicher Steintechniken auf Hochglanz poliert. Die resultierenden Keramikkörper mit einer Dichte von 3,12-3,14 g/cm³ waren in Form von rechteckigen Platten von etwa 10-11 mm Länge, 4-5 mm Breite und 2-3 mm Dicke und wiesen ein Loch an einem Ende auf, durch das ein Draht befestigt wurde. Die Platten, die so auf jegliche gewünschte Tiefe in ein Testrohr eingebracht werden konnten, wurden als Testoberfläche zur Bewertung von Mitteln zur Inhibierung von Zahnfleckenbildung, wie vorstehend beschrieben, verwendet.

Beispiel 9 (Vergleichsbeispiel)

Eine Lösung von 0,24 Mol Diammoniumhydrogenphosphat in 600 ml destilliertem Wasser wurde mit 340 ml konzentriertem Ammoniak auf den pH-Wert 11,4 eingestellt und das Endvolumen wurde mit destilliertem Wasser auf 1280 ml gebracht. Diese Lösung wurde tropfenweise während 30 Minuten zu einer kräftig gerührten Lösung von 0,4 Mol Calciumnitrat in 360 ml destilliertem Wasser, die vorher mit konzentriertem Ammoniak auf den pH-Wert 11 eingestellt und mit destilliertem Wasser auf ein Volumen von 720 ml verdünnt wurde, getropft. Die resultierende Suspension wurde ohne Sieden gerührt und es wurden aliquote Teile von 250 ml periodisch entnommen und die Produkte isoliert, gewaschen und getrocknet, wie in Beispiel 2 beschrieben. Alle Proben wurden anschließend eine Stunde auf 1100°C erhitzt und die Zusammensetzung der resultierenden Keramikprodukte wurde durch Röntgenstrahlenbeugung bestimmt. Die Ergebnisse sind in der Tabelle B aufgeführt.

Tabelle B

Die Produkte der Beispiele 1 bis 8 entsprechen den erfindungsgemäßen Materialien und haben die wie vorstehend beschriebenen physikalischen Eigenschaften.

Die Produkte, die gemäß den Beispielen 1, 2, 3, 5B und 6 bis 8 hergestellt wurden, sind feste, harte, dichte, weiße, durchscheinende Keramikkörper, die im wesentlichen reinen isotropen, polykristallinen Hydroxylapatit, der frei von Poren ist, enthalten und eine Druckfestigkeit im Bereich von etwa 241,325 × 10⁶ bis 861,875 × 10⁶ Pa, eine Zugfestigkeit im Bereich von etwa 20,685 × 10⁶ bis 206,85 × 10⁶ Pa, einen linearen thermischen Expansionskoeffizienten im Bereich von etwa 10 bis 12 × 10^-6/°C, eine Knoop-Härte im Bereich von etwa 470 bis 500 und ein Elastizitätsmodul von etwa 41,37 × 10⁹ Pa aufweisen und dadurch charakterisiert sind, daß sie entlang glatter, gebogener bzw. gewellter Ebenen gespalten werden und unter dem polarisierten Licht keine Doppelbrechung zeigen. Die gemäß den Beispielen 4 und 5 erzeugten Produkte enthalten, obwohl sie das gleiche Material wie in den Beispielen 1, 2, 3, 5B und 6 bis 8 umfassen, Hohlräume oder Poren von variierender Anzahl und Größe. Es ist ersichtlich, daß die Einbringung von Poren in diese Gegenstände eine Änderung von deren physikalischen Eigenschaften bewirkt, beispielsweise eine Verminderung der Druckfestigkeit, Zugfestigkeit, Elastizität und Härte.

Beispiel 10

Eine als Zahnzement und Zahnfüllung geeignete Zusammensetzung wurde wie folgt hergestellt:

A. Zu einer Lösung von 20 mg des Kondensationsprodukts von N- Phenylglycin und Glycidylmethacrylat (beschrieben in der US-Patentschrift 32 00 142 und dort als NPG-GMA bezeichnet) in 7 ml Äthanol wurden 2,0 g pulverisierter keramischer Hydroxylapatit gefügt. Nach 5minütigem Verwirbeln wurde das Äthanol unter Vakuum bei Raumtemperatur verdampft und der zurückbleibende Feststoff wurde 2 Stunden bei 133 Pa getrocknet.
B. Eine Probe von 80 mg des vorstehenden Materials wurde mit 0,4 mg Benzylperoxid und 30 mg einer 1 : 2-Mischung von Hydroxyäthylmethacrylat und dem Reaktionsprodukt von Bisphenol A und Glycidylmethacrylat, wie in der US-Patentschrift 30 66 112 beschrieben und in der Fachwelt als Bis-GMA bezeichnet, vermischt. Die resultierende Mischung wurde in eine zylindrische Stahlform gefügt, worin sie in 3-5 Minuten härtete. Die Druckfestigkeit wurde für so gehärtete zylindrische Plomben bestimmt; der durchschnittliche Wert betrug 167,893 × 10⁶ Pa.

Beispiel 11

Eine Mischung von 60 Teilen pulverisiertem keramischen Hydroxylapatit, 13 Teilen Hydroxyäthylmethacrylat, 27 Teilen des Kondensationsprodukts von Bisphenol A und Glycidylmethacrylat, 0,3 Teilen N,N-Bis-(2-hydroxyäthyl)-p-toluidin und 0,8 Teilen Benzoylperoxid wurde sorgfältig vermischt, wobei man eine dünne, freifließende Formulierung erhielt, die als Versiegelungsmittel für Löcher und Risse in Zähnen geeignet war. Die Mischung wurde in eine zylindrische Stahlform gegossen, in der sie in etwa 3 Minuten härtete. Die Druckfestigkeit wurde für sieben derartige zylindrische Plomben bestimmt und zeigte einen durchschnittlichen Wert von 140,658 × 10⁶ Pa.

Beispiel 12

Im folgenden wird ein Beispiel für eine Formulierung gegeben, die als Zahnfüllungsmaterial geeignet ist.

Zu 5 ml 2-Propanol wurden 0,5 g pulverisierter Keramik-Hydroxylapatit gefügt. Das 2-Propanol wurde anschließend im Vakuum bei Raumtemperatur verdampft, um jegliches Hydratationswasser von der Oberfläche der Keramik zu entfernen. Zu 120 mg so behandeltem pulverisierten Hydroxylapatit wurden 0,3 mg Benzoylperoxid und anschließend 40 mg einer Mischung aus dem Kondensationsprodukt von Bisphenol A und Glycidylmethacrylat, Triäthylenglykoldimethacrylat und N,N-Bis-(2-hydroxyäthyl)-p-toluidin gefügt. Die Mischung wurde zu einer glatten Paste gespachtelt und in zylindrischen Stahlformen gefüllt und 4 Stunden stehengelassen. Die zylindrischen Proben wurden anschließend aus den Formen entnommen und es wurden drei Proben untersucht und zeigten eine durchschnittliche Druckfestigkeit von 153,758 × 10⁶ Pa.

Beispiel 13

Zu einer Lösung von 30 mg des Kondensationsprodukts von N-Phenylglycidin und Glycidylmethacrylat in 7 ml Äthanol wurde unter Verwirbeln 1 g pulverisierter keramischer Hydroxylapatit gefügt. Das Äthanol wurde unter Vakuum bei Raumtemperatur verdampft. Zu einer Mischung aus 180 mg pulverisiertem keramischen Hydroxylapatit, der so behandelt wurde und 3,0 mg Benzoylperoxid wurden 74 mg einer Mischung, enthaltend 60 Teile des Kondensationsprodukts von Bisphenol A und Glycidylmethacrylat und 40 Teile Triäthylenglykoldimethacrylat gefügt und das resultierende Aggregat wurde zu einer glatten Paste gespachtelt, die in zylindrische Stahlformen gefüllt wurde und 3 Stunden stehengelassen wurde. Die zylindrischen Plomben wurden aus den Formen entnommen und es wurden vier Proben untersucht und zeigten eine durchschnittliche Druckfestigkeit von 153,758 × 10⁶ Pa.

Beispiel 14

Eine als Zahnzement und kieferchirurgischer bzw. orthodontischer Zement oder als temporäre Zahnfüllung geeignete Zusammensetzung wurde durch Vermischen von 100 mg pulverisiertem keramischen Hydroxylapatit, 300 mg Zinkoxid und 300 mg 40%iger wäßriger Polyacrylsäure hergestellt. Die resultierende Mischung wurde in zylindrische Stahlformen gefügt, worin sie in etwa 3-5 Minuten härtete. Die zylindrischen Plomben wurden aus den Formen entnommen und es wurden vier Proben untersucht und zeigten eine durchschnittliche Druckfestigkeit von 85,498 × 10⁶ Pa. Weitere 5 Proben wiesen eine durchschnittliche diametrale Zugfestigkeit von 11,032 × 10⁶ Pa auf. Die 40%ige wäßrige Polyacrylsäure und das Zinkoxid wurden als flüssige bzw. feste Bestandteile eines handelsüblichen Polycarboxylatzements erhalten.

Beispiel 15

Eine als Zahnzement und Zahnfüllungsmittel geeignete Zusammensetzung wurde durch Vermischen von 6 Gew.-Teilen 40%iger wäßriger Polyacrylsäure mit einer Mischung von 6 Gew.-Teilen pulverisiertem keramischen Hydroxylapatit und 4 Gew.-Teilen Zinkoxid hergestellt. Die resultierende Zusammensetzung hatte eine Härtungszeit von etwa 5 bis 10 Minuten. Die 40%ige wäßrige Polyacrylsäure und das Zinkoxid wurden als flüssige bzw. feste Bestandteile eines handelsüblichen Polycarboxylatzements erhalten.

Beispiel 16

Im folgenden wird eine Beispiel für eine Zahnfüllungs-Zusammensetzung gegeben:

Bestandteil
Gew.-%
styrolmodifiziertes Polyesterharz
29,2
Benzoylperoxid	0,7
Styrol	0,6
Methacryloxypropyltrimethoxysilan	1,5
keramischer Hydroxylapatit	68,0

Beispiel 17

Im folgenden wird ein Beispiel für eine Zusammensetzung gegeben, die als Zahnzement bzw. Dentalzement, Hohlkörperauskleidung und die Pulpa verkappendes Mittel verwendbar ist:

Bestandteil
Gew.-%
Epoxyharz
67
N-3-oxo-1,1-dimethylbutylacrylamid	23
keramischer Hydroxylapatit	10

Beispiel 18

Im folgenden wird ein Beispiel für eine Zusammensetzung gegeben, die zur Herstellung von künstlichen Zähnen oder einem Set von künstlichen Zähnen geeignet ist.

Eine Mischung aus 60 Gew.-Teilen keramischem Hydroxylapatit von etwa 0,105 bis 0,074 mm Korngröße und 40 Gew.- Teilen pulverisiertem Polymethylmethacrylat wird mit etwa 15 Gew.- Teilen flüssigem monomeren Methylmethacrylat vermischt und die resultierende Mischung wird in einem verschlossenen Gefäß bei Raumtemperatur stehengelassen, bis das Material nicht mehr an den Gefäßwänden klebt und eine nicht klebrige plastische Konsistenz aufweist. Das Material wird anschließend in eine geeignete Form überführt und die Form und sein Inhalt werden in Wasser eingetaucht, das während etwa 1 Stunde zum Sieden erwärmt wird und 30 Minuten bei dieser Temperatur gehalten wird. Die Form wird anschließend an der Luft etwa 15 abgekühlt und schließlich in kaltem Leitungswasser gekühlt.

Die Bioverträglichkeit der neuen keramischen Form von Hydroxylapatit, der durch die vorliegende Erfindung geschaffen wird, wurde durch Implantationsuntersuchungen bestätigt, wobei sich zeigte, daß keine inflammatorische Reaktion eintrat, wenn Abschnitte der nach der Methode von Beispiel 1 hergestellten Keramik intraperitoneal in Ratten implantiert wurden oder subkutan in den Rücken von Kaninchen implantiert wurden und daß nach 28 Tagen keine Resorption der Keramik ersichtlich war.

Pellets von keramischem Hydroxylapatit, hergestellt nach der gleichen Methode wie in Beispiel 3 beschrieben, wurden chirurgisch in die Oberschenkelknochen von Hunden implantiert. Die Implantate wurden in vivo durch periodische Röntgenuntersuchung überwacht. Nach Perioden von 1 Monat und 6 Monaten wurden die Tiere getötet und die die Implantate enthaltenden Oberschenkelknochen wurden entnommen. Die Oberschenkelknochen wurden an der Stelle des Implantats seziert und sowohl optisch als auch durch abtastende Elektronenmikroskopie untersucht. Sowohl die Implantate von 1 Monat als auch von 6 Monaten zeigten eine normale Heilung, eine starke Bindung von neuem Knochen an die Implantatoberfläche, ohne dazwischenliegende faserartige Gewebe, keine Entzündung oder Fremdkörperreaktion und keine Resorption des implantierten Materials.

Claims

1. Durchscheinende, isotrope, polykristalline, gesinterte Keramik, gekennzeichnet durch im wesentlichen reinen Hydroxylapatit mit einer durchschnittlichen Kristallgröße im Bereich von etwa 0,2 bis 3 µm, wobei diese Keramik eine Dichte im Bereich von etwa 3,10 bis 3,14 g/cm³ aufweist, im wesentlichen keine Poren besitzt und entlang glatter, gebogener Flächen bzw. Ebenen gespalten wird.

2. Keramik gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Menge von Fluoridionen eingearbeitet ist, die zur wesentlichen Verminderung der Zersetzung des keramischen Materials durch Milchsäure geeignet ist.

3. Verfahren zur Herstellung einer polykristallinen, gesinterten Keramik gemäß den Ansprüchen 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, daß man Calciumionen mit Phosphationen in wäßrigem Medium und bei einem pH-Wert von etwa 10 bis 12 zur Bildung eines gel- bzw. gelatineartigen Niederschlags eines Phosphats von Calcium mit einem Molverhältnis von Calcium zu Phosphor im Bereich von etwa 1,62 bis 1,72 umsetzt und diese Ausfällung aus der Lösung entfernt und sie auf etwa 1050°C bis 1250°C während etwa 20 Minuten bis 3 Stunden erhitzt.

4. Verfahren gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Temperatur bei etwa 1100 bis 1200°C während etwa 0,5 bis 1 Stunde gehalten wird.

5. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das hergestellte Material in etwa 0,5- bis 5%igem wäßrigem Natriumfluorid während etwa 12 Stunden bis 5 Tage stehengelassen wird.

6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß etwa 0,4 bis 0,6 Gew.-% eines organischen Bindemittels zu der Ausfällung gefügt wird und dieses organische Bindemittel während des Erhitzens verflüchtigt wird.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß als organische Bindemittel Kollagen verwendet werden.

8. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 3 bis 4 zur Herstellung einer porösen Form der Keramik, dadurch gekennzeichnet, daß etwa 5 bis 25 Gew.-% eines organischen Bindemittels zu der Ausfällung gefügt werden, und dieses organische Bindemittel während des Erhitzens verflüchtigt wird.

9. Verfahren gemäß Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß als organisches Bindemittel pulverisierte Cellulose, Baumwolle oder Kollagen verwendet werden.

10. Verwendung der Keramik gemäß den Ansprüchen 1 bis 2 für keramische Zahnimplantate, gekennzeichnet durch etwa 10 bis 90 Gew.-% von fein verteiltem keramischen Hydroxylapatit gemäß Anspruch 1 oder 2 und ein mit dem Zahn verträgliches polymerisierbares oder polymerisiertes Bindematerial.

11. Verwendung gemäß Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das mit dem Zahn verträgliche Bindematerial Polyacrylsäure ist.

12. Verwendung gemäß Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das mit dem Zahn verträgliche Bindematerial das Kondensationsprodukt von Bisphenol A und Glycidylmethacrylat ist.