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.
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.
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.