DE2940906A1

DE2940906A1 - Kuenstliche zahnwurzel

Info

Publication number: DE2940906A1
Application number: DE19792940906
Authority: DE
Inventors: Hideki Aoki; Hiroto Fujimaki; Hirosi Nagai; Kensuke Okuda; Atsushi Tomonaga
Original assignee: Kureha Corp
Current assignee: Kureha Corp
Priority date: 1978-10-09
Filing date: 1979-10-09
Publication date: 1980-04-10
Also published as: IT7926326A0; DE2940906C2; IT7926330A0; GB2031450A; GB2031450B; FR2438466A1; IT1125451B; JPS6330020B2; NL7907371A; US4451235A; FR2438466B1; JPS5550349A

Description

PATENTANWÄLTE

Dlpl.-lng. P. WIRTH ■ Dr. V. SCHMIED-KOWARZIK
Dipl.-lng. G. DANNENBERG Dr. P. WEINHOLD · Dr. D. GUDEL _} 335024 DipJ.-lng. S. Schubert _SIEgfriedstrasse β

TELEFON: (OW) _eQQQ _MONCHEN ^₀

Ref.: 2290 - UE Wd/Sh

KUREHA KAGAKU KABUSHIKI KAISHA 8, Horidome-cho 1-chome, Nihonbashi, Chuo-ku, Tokyo / Japan

Künstliche Zahnwurzel.

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Die Erfindung bezieht sich auf eine künstliche Zahnwurzel, die aus synthetischem Hydroxyapatit oder cacliniertem bzw. gesintertem synthetischen Hydroxyapatit oder einer Mischung von diesen (nachfolgend als Hydroxyapatit bezeichnet) und einem organischen Grundgefüge (Matrix) besteht. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf eine künstliche Zahnwurzel, die man durch Mischen von Hydroxyapatit mit einem organischen, polymerisierbaren Bindemittel oder einem organischen polymeren Bindemittel (nachstehend als organisches Grundgefüge bezeichnet) und Formpressen dieser Mischung erhält.

Künstlicher Zahnersatz umfaßt künstliche Zahnkronen und Zahnersatzmittel als Prothesen für entsprechend beschädigte Zahnkronen sowie Brücken für Prothesen in Fällen, wo ein oder mehrere Zähne fehlen. Bei der Brückentechnik verwendet man künstliche Zähne, die mit ein oder zwei Brücken an einem normalen Zahn oder Zähnen befestigt sind. Diese Brückentechnik besitzt jedoch insofern einen Nachteil, als der Brückenteil, der auf die Mundschleimhaut aufgesetzt und nur derart befestigt ist, einen unzureichend festen Sitz aufweist und daher beim Kauen einem natürlichen Zahn unterlegen ist. Diese Technik hat insofern noch einen anderen Nachteil als der natürliche Zahn, der als Stütze verwendet wird, verletzt wird. Um diese Nachteile auszuschalten ist deshalb in jüngster Zeit Implant-Zahnersatz entwickelt worden, bei dem die untere Konstruktion der Prothese in das lebende Gewebe im Kieferknochen implantiert wird, und zwar unter das Periost oder in die Schleimhaut, um eine Stütze, nämlich eine künstliche Zahnwurzel zu bilden, wobei die obere Struktur des Zahnersatzes mit dieser Stütze verbunden wird.

Als Materialien für derartige Zahnwurzeln sind bisher metallische Substanzen wie Kobalt-Chromlegierungen, Titan und Tantal, keramische Stoffe wie poröse Aluminiumoxyd-Keramik sowie Glasähnlicher Kohlenstoff und ein Verbundstoff aus Polymethylmethacrylat mit darin eingebrachten Knochenmineralien verwendet worden. Diese Stoffe besitzen jedoch Nachteile hinsichtlich der Toxitität für lebendes Gewebe, ungenügende Knochenaffinität, Störung der Knochenbildung, mangelnde Dauerhaftigkeit sowie mangelnde mechanische Festigkeit und ähnliches; daher können sie

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- 5 unbefriedigende Ergebnisse liefern.

Demgegenüber haben in jüngster Zeit biokeramische Materialien auf der Basis von Apatit zunehmend an Interesse gewonnen, da diese vom Körper absorbiert und durch neue Knochenmasse ersetzt werden können, die gute Affinität zu lebendem Gewebe besitzt. Jedoch haben die Apatitsubstanzen insofern einen Nachteil als sie geringere mechanische Festigkeit, insbesondere geringere Schlagfestigkeit besitzen. Daher haben sich die Untersuchungen der Verwendung von Apatitsubstanzen als Implantatstoffe auf die Verbesserung der mechanischen Beständigkeit der Apatitsubstanzen gerichtet, wobei die ausgezeichnete Knochenaffinität erhalten blieb.Zum Beispiel ist in der offengelegten japanischen Patentanmeldung 53-75209 ein Implantatmaterial mit einer Schicht aus flammgespritzem Apatitpulver, das eine Oberfläche auf einem keramischen Kern bildete, beschrieben worden. Die flammgespritzte Schicht dieses Implantatmaterials hat eine rauhe Oberfläche und kann fest auf einen Knochen mittels Verankerungswirkung aufgebracht werden, und zwar infolge des Knochenwachstums an der aufgerauhten Fläche. Aus diesem Grunde wird mit diesem Implantatmaterial eine ausgezeichnete künstliche Zahnwurzel gebildet, die aufgrund der Verstärkung des keramischen Materials eine erhöhte mechanische Widerstandskraft und gute Knochenaffinität aufweist.

Bei der praktischen Verwendung künstlicher Zahnwurzeln sollte jedoch in Betracht gezogen werden, daß es auch notwendig werden kann, künstliche Zahnwurzeln, die eingepflanzt wurden zu ziehen, wenn irgendwelche Komplikationen auftreten. Daher kann das vorerwähnte Implantat zur praktischen Verwendung als künstliche Zahnwurzel ungeeignet sein, weil es eine zu große Affinität zum Knochen besitzen kann. Bei der Implantations-Technik von Zahnersatz wird eine künstliche Zahnwurzel in den Kieferknochen oder ähnliches eingepflanzt, worauf nach 2 oder 3 Monaten der Zahnersatz mit der implantierten Zahnwurzel verbunden wird. Sollten nach der Implantation der Wurzel Komplikationen auftreten wie: Platzverlagerung oder Beschädigung der eingepflanzten Wurzel, Entzündung des peripheren Gewebes oder ähnliches, ist es erforderlich, die eingepflanzte Wurzel sofort zu extrahieren. In solch einem Fall kann es passieren, daß - wenn die künstliche

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Zahnwurzel extrem fest auf einen natürlichen Knochen wie den Kieferknochen aufgebracht worden ist - ein Teil des Knochens reseziert werden muß, um die eingepflanzte Wurzel zu entfernen, so daß dem Patienten Schmerz zugefügt oder der natürliche Knochen beschädigt werden muß.

Hauptaufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine künstliche Zahnwurzel zu schaffen, die keine der oben erwähnten Nachteile aufweist.

Gegenstand der Erfindung sind daher künstliche Zahnwurzeln, die eine Zusammensetzung umfassen, bei welcher ein teilchenförmiger oder pulverförmiger synthetischer Hydroxyapatit oder calcinierter bzw. gesinterter synthetischer Hydroxyapatit oder eine Mischung von diesen in einem organischen Grundgefüge dispergiert ist, wobei die Oberfläche der synthetischen Zahnwurzel in Kontakt mit einem Knochen ist, und die Zusammensetzung sowohl aus einer Phase des Hydroxyapatits und einer Phase des Grundgefüges besteht.

Es wurde nun gefunden, daß ein Verbundmaterial sehr gute Ergebnisse liefert, das man durch Formpressen einer Mischung aus teilchen- oder pulverförmigem Hydroxyapatit mit einem speziellen Teilchendurchmesser und einem organischen Grundgefüge erhält, wobei vorzugsweise ein bestimmtes Oberflächenverhältnis der Hydroxyapatitphase zu der organischen Grundsubstanzphase eingehalten wird. Wenn dieses Verbundmaterial in Kontakt mit dem Knochen gebracht wird, zeigt es nicht nur hervorragende mechanische Eigenschaften, sondern auch eine zweckmäßige Fähigkeit der Koaptation mit dem natürlichen Knochen.

Die Bezeichnung "zweckmäßige Fähigkeit der Koaptation mit einem natürlichen Knochen" wie sie hier verwendet wird, bedeutet, daß die implantierte künstliche Zahnwurzel mit einer derart zweckmäßigen Koaptationskraft aufgebracht wird, die ausreicht, um das Herausfallen der eingepflanzten Wurzel aus dem lebenden Gewebe unter normalen Umständen zu verhindern und die praktische Beanspruchung des endgültigen Zahnersatzes nach der Verbindung der oberen Struktur mit der implantierten Wurzel auszuhalten. Die Extraktion der implantierten Wurzel ohne Beschädigung des

coaptation force

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natürlichen Knochens bleibt jedoch möglich, wenn Komplikationen auftreten sollten.

Der erfindungsgemäß verwendete Hydroxyapatit kann mithilfe bekannter Verfahren hergestellt werden. Zum Beispiel kann ein synthetischer Hydroxyapatit wie in "Ceramics, J_0, 7,461 (1975) beschrieben worden ist, mit einem trockenen Verfahren hergestellt werden, bei dem Ca₃(P(K)₂ mit CaCO₃ im Überschuß in einem dampfhaltigen Luftstrom bei hoher Temperatur von 900-1300° C umgesetzt wird. Es kann auch ein nasses Verfahren angewendet werden, bei dem eine wässerige Lösung von Ca(NO₃J₂ mit einer wässerigen Lösung (NH.)H₂PO. unter NH.OH-alkalisehen Bedingungen umgesetzt wird. Es kann auch gesinterter Hydroxyapatit verwendet werden, den man durch Sintern des oben beschriebenen, synthetischen Hydroxyapatits erhält, sowie auch gesinterter Hydroxyapatit, den man durch Formpressen von synthetischem Hydroxyapatit, der nach einem bekannten Verfahren hergestellt wurde, erhält, mit nachfolgendem Sintern des geformten Produktes bei 600 - 1500° C.

Hydroxyapatit kann auch aus natürlichen Knochen gewonnen werden, z. B. durch Calcinieren von Rinderknochen bei etwa 800° C, um die darin enthaltenen organischen Substanzen zu entfernen. Im Falle der Verwendung eines solchen Hydroxyapatits können jedoch hinsichtlich der Beschaffung des Ausgangsmaterials Probleme entstehen. So kann die Einheitlichkeit der Qualität, die Verträglichkeit mit dem lebenden Körper oder die Geschwindigkeit der Knochenbildung aufgrund der Anwesenheit noch vorhandener Verunreinigungn zu wünschen übrig lassen.

Das organische Grundgefüge sollte in einem lebenden Körper nicht zersetzt werden und das lebende Gewebe nicht schädlich beeinflussen. Vorzugsweise besteht das organische Grundgefüge aus einem oder mehreren Polymeren wie z. B.Bisphenol-A-glycidylmethacrylat-Polykondensaten, Polymethylmethacrylat, Poly-2-hydroxyäthylmethacrylat, Polyäthylen, Polysulfon, Polyamid, Polyester, Polytetrafluorethylen, Polyvinylidenfluorid und Polycarbonaten sowie Mischpolymeren von zwei oder mehr Monomeren der genannten Polymeren.

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Die erfindungsgemäße künstliche Zahnwurzel kann durch Mischen eines feinteiligen oder pulverförmigen Hydroxyapatits mit einem organischen Grundmaterial hergestellt werden, wobei die Mischung nachfolgend in bekannter Weise formgepreßt wird. Der Hydroxyapatit besitzt vorzugsweise einen Teilchendurchmesser von nicht mehr als 1000 jum, insbesondere 100 - 0,01 pm. Es ist wichtig, daß die Hydroxyapatitphase als diskontinuierliche Phase im Oberflächenbereich der so hergestellten künstlichen Zahnwurzel verbleibt, um in Kontakt mit einem Knochen gebracht zu werden. Das Flächenverhältnis von Hydroxyapatitphase zu organischer Grundgefügephase in dem mit dem Knochen in Kontakt zu bringenden Oberflächenbereich kann vorzugsweise etwa 5:95 bis 70:30, insbesondere etwa 10:90bis 60:40 betragen. Wenn die Hydroxyapatitphase eine kontinuierliche Phase ist oder mehr als etwa 70 % des Oberflächenbereichs einnimmt, kann die Koaptation der so hergestellten Zahnwurzel mit dem natürlichen Knochen zu stark werden, so daß der natürliche Knochen bei etwaiger Extraktion der implantierten Zahnwurzel beschädigt wird. Wenn andererseits die Hydroxyapatitphase weniger als etwa 5 % des Oberflächenbereichs einnimmt, kann die eingepflanzte Zahnwurzel aus dem lebenden Gewebe unter normalen Umständen ausfallen. Vom Gesichtspunkt der Beständigkeit und der Koaptation mit dem lebenden Gewebe kann es vorteilhaft sein, wenn das Flächenverhältnis der Hydroxyapatitphase zur organischen Grundgefügephase im Bereich von etwa 10:90 bis etwa 60:40 liegt.

Aus vorgehender Beschreibung geht hervor, daß das besondere Merk mal der vorliegenden Erfindung darin besteht, daß die hervorragende Fähigkeit der Koaptation des Hydroxyapatits mit dem Knochen bei Verwendung des Hydroxyapatits als Material für eine künstliche Zahnwurzel vorteilhaft geregelt werden kann. Daher kann das oben beschriebene erfindungsgemäße Verbundmaterial weniger zur Verwendung als Zahnzement wie z. B. als

Dichtungs- oder Füllmittel für ein Bohrloch oder einen Riß im Zahn geeignet sein; jedoch bringt es außerordentlich gute Ergebnisse bei der praktischen Verwendung als künstliche Zahnwurzel.

Die vorliegende Erfidngung wird durch die folgenden Beispiele näher beschrieben.

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Beispiel 1

Eine Mischung (pH 11-12) von 158,5 g (1,2 Mol) Diammoniumhydrogenphosphat, 3780 ml destilliertem Wasser und 1420 ml konzentriertem Ammoniak wurde tropfenweise zu einer gerührten Mischung von 328 g (2 Mol) Calciumnitrat, 1320 ml destill. Wasser und 1180 ml konzentriertem Ammoniak über einen Zeitraum von 30 Minuten zugegeben. Die so erhaltene Suspension wurde zentrifugiert, um einen Sedimentkuchen zu erhalten. Dieser

io Kuchen wurde 24 Stunden bei 100° C getrockent.

Danach wurde ein Teil des getrockneten Kuchens 3 Stunden lang in einem elektrischen Ofen auf 500° C erhitzt, um Hydroxyapatitpulver zu erhalten. Der Rest wurde bei 1250° C 60 Minuten gesintert, um ein weißes, gesintertes Hydroxyapatit

₁₅ zu erhalten.

Die Elementaranalyse des nicht gesinterten sowie des gesinterten Hydroxyapatits zeigte, daß ein Verhältnis von Ca/P von 1,66 vorlag; die Röntgendiffraktion zeigte, daß diese von hoher Reinheit waren. ,

Die so erhaltenen Hydroxyapatite wurden gemahlen und als Ausgangsmaterial für folgendes Beispiel verwendet.

Beispiel 2

Ein gesintertes Hydroxyapatitpulver mit einem Teilchendurchmesser von 10-70 μπ\ wurde mit einer Bisphenol-A-glycidylmethacrylat/Methylmethacrylat-Mischung (Gewichts-Verhältnis 6/4) und einem Volumenverhältnis von 1:1 (errechnet nach spezifischem Gewicht) vermischt. Nach Zugabe von 0,05 Gew.-X Benzoylperoxid als Polymerisationsinitiator wurde die Mischung

₃₀mit einem Rührer einheitlich vermischt. Danach wurde die Mischung in eine Glasrohre mit einem Innendurchmesser von 5 mm gegeben und wurde nach dem Entschäumen einer Polymerisationsreaktion bei einer Temperatur von 80° C 2 Stunden lang unterworfen. Auf diese Weise erhielt man die Hydroxyapatit-

„,.zusammensetzung (Probe 1).

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- 10 -

Beispiel 3

Das Verfahren nach Beispiel 2 wurde wiederholt mit der Ausnahme, daß ein gesinterer Hydroxyapatit mit einem Teilchendurchmesser von 100-500 jum verwendet wurde und anstelle von Methylmethacrylat 2-Hydroxyäthylmethacrylat verwendet wurde. So wurde die Hydroxyapatit-Zusammensetzung hergestellt (Probe 2).

Beispiel .4 Das Verfahren nach Beispiel 2 wurde wiederholt, wobei jedoch

ein ges-interter Hydroxyapati t und Bisphenol-A-glycidylmeth-

acrylat/Methylmethacrylat (Gewichtsverhältnis 6/4) in

einem Volumenverhältnis von 3:7 verwendet wurde. Man erhielt

eine Hydroxyapatit-Zusammensetzung (Probe 3).

Beispiel 5

Ein gesintertes Hydroxyapatitpulver mit einem durchschnittlichen Teilchendurchmesser von 20 /im und ein feinteiliges Polyäthylen von hoher Dichte wurden in einem Volumenverhältnis von 1:6 mit einem Henschel-Mi scher einheitlich vermischt.und die Mischung wurde formgepreßt, um eine Hydroxyapatit-Zusammensetzung zu erhalten (Probe 4).

Beispiel 6

Ein gesintertes Hydroxyapatitpulver mit einem Teilchendurchmesser von 30-70 um und Methylmethacrylat wurden in einem Volumenverhältnis von 1:1 vermischt. Danach wurden 0,05 Gew.-% Benzoylperoxid als Polymerisationsinitiator zugegeben und die Mischung gleichmäßig vermischt. Die Mischung wurde entschäumt, in ein Glasrohr mit einem Innendurchmesser von 5 mm gegeben und 2 Stunden bei 80° C erhitzt, um eine Hydroxyapatit-Zusammensetzung zu erhalten. (Probe 5)

Beispiel 7

Ein gesintertes Hydroxyapatitpulver mit einem Teilchendurchmesser von 30 - 70/im wurde mit einem feinteiligen Polysulfon bzw. einem feinteiligen Polytetrafluorethylen in

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- li -

einem Volumenverhältnis von 1:3 gleichmäßig vermischt und diese Mischung wurde formgepreßt. So erhielt man eine Hydroxyapatit-Zusammensetzung (Probe 6 bzw. 7).

Beispiel 8

Ein nicht-gesintertes Hydroxyapatitpulver mit einem allgemeinen Teilchendurchmesser von 50 /im wurde mit einem feinto teiligen 6,6-Nylonmaterial in einem Volumenverhältnis von 1:3 gleichmäßig vermischt und die Mischung wurde formgepreßt,j um eine Hydroxyapatit-Zusammensetzung zu erhalten (Probe 8). j

Beispiel 9 (Vergleich) j

Das Verfahren nach Beispiel 2 wurde wiederholt mit der Aus- | nähme, daß ein gesintertes Hydroxyapatitpulver und Bisphenol-A-glycidylmethacrylat/Methylmethacrylat (Gewichtsverhältnis ? 6/4) in einem Volumenverhältnis von 3:97 vermischt wurde. j

Man erhielt eine Hydroxyapatit-Zusammensetzung (Probe 9). i Beispiel 10 (Vergleich)

Das Verfahren nach Beispiel 2 wurde wiederholt mit der Ausnahme, daß ein gesintertes Hydroxyapatitpulver und Bisphenol-A-glycidylmethacrylat/Methylmethacrylat (Gewichtsverhältnis 6/4) in einem Volumenverhältnis von 3:1 vermischt wurde. Man erhielt eine Hydroxyapatit-Zusammensetzung (Probe 10).

Beispiel 11 (Vergleich) Eine Hydroxyapatit-Zusammensetzung (Probe 11) wurde in \ _M gleicher Weise wie nach Beispiel 2 hergestellt mit der Aus- j

j nähme, daß eine Glasrohre mit einem Innendurchmesser von j

4 mm verwendet wurde. I

Beispiel 12 (Vergleich)
Ein gesinterter Hydroxyapatit mit einer Pososität von 65 %

35 }

wurde mit einer Mischung von Bisphenol-A-glycidylmethacrylat/i

! i

Methylmethacrylat (Gewichtsverhältnis 6/4) unter vermindertem ι Druck imprägniert, wobei die Mischung 0,05 Gew.-% Bonzoylperoxid enthielt. Der imprägnierte Hydroxyapatit wurde 2 Stunden auf 80° C erhitzt, um eine Hydroxyapatit-Zusammen-

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- 12 Setzung zu erhalten (Probe 12).

5 Die Zusammensetzungen, die man nach Beispielen 2-10 und Beispiel 12 erhielt, wurden jeweils auf einen Durchmesser von 4 j mm und eine Länge von 10 mm zerkleinert, während die Zu-I sammensetzung nach Beispiel 11 auf eine Länge von 10 mm I zerkleinert wurde. Die zerkleinerten Proben wurden chirurgisch ; ₁₀ in den Oberschenkelknochen eines erwachsenen Hundes implan-I tiert. Nach 6 Monaten wurde der Oberschenkelknochen, der j alle Proben enthielt, entfernt und jedes Knochenstück einem j Test unterzogen, der die Koaptation mit dem Knochen bewertete.

Die Flächenverhältnisse der Hydroxyapatitphase zur organischen ! ₁₅ Grundgefügephase der jeweiligen Proben wurde vor der Implantat ion bestimmt und in nachfolgender Tabelle 1 festgehalten, j in der auch die Ergebnisse der oben erwähnten Koaptationsver- ! suche und die Ergebnisse eines Schlagfestigkeitsversuchs j aufgezeigt werden.

Die Flächenverhältnisse wurden mit Mikrophotographie der Oberflächen der jeweiligen Proben bestimmt. Die Koaptations-

! tests wurden durchgeführt, indem jedes Stück des Ober- ■ Schenkelknochens auf eine Platte eines "Instron"-Testers „gelegt wurde, wobei langsam mit einer Geschwindigkeit von

I 1 cm/Minute in axialer Richtung der implantierten Probe

ι belastet wurde.

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Tabelle 1

Probe Nr.

8 9 10 11 12

ι Flächenverhältnis von ⁺⁺⁺)

! Hydroxyapatit- zu org. Grund- 50/50 50/50 30/70 14/86 50/50 25/75 25/75 25/75 3/97 75/25 <l/99 <35/65

: gefügephase

! Koaptation ⁺⁺)

A) Leichtigkeit der Extraktion 4/4 4/4 4/4 4/4 4/4 4/4 4/4 4/4 * 0/4 +) 0/4 B) Knochenbeschädigung 0/4 0/4 0/4 0/4 0/4 0/4 0/4 0/4 * 1/4 +) 2/4 «* C) Knochenwachstum 0/4 0/4 0/4 0/4 0/4 0/4 0/4 0/4 * 3/4 +) 2/4 j Schlagfestigkeit cm kg 0,36 Q,3^ 0,39 0,87 0,34 0,77 0,92 0,7'i 0,45 0,21 0,3b 0,04

cm ;

Anmerkung: ⁺^ Die implantierte Probe wurde bei sehr geringer Belastung extrahiert. i

++) angegeben nach der Zahl der Beispiele, die leicht extrahiert wurden/Gesamtzahl der Proben ;

+++) Die Hydroxyapatitphase nahm weniger als 1 % der Oberfläche ein.

O CD O CD

Aus den vorstehenden Ergebnissen geht klar hervor, daß die erfindungsgemäße künstliche Zahnwurzel eine zweckmäßige 5 Affinität zum Knochen und hohe mechanische Festigkeit

\ aufweist.

i !

: j

I Beispiel 13 j

j Probe 1 und Probe 9 wurden jeweils in 2 Stäbe mit einem ! I ίο Durchmesser von 3,5 mm und einer Länge von 10 mm geschnitten. > Die Stäbe wurden in Bohrlöcher implantiert, die in den j Kieferknochen eines erwachsenen Hundes inmittelbar nach der j ! Extraktion von Zähnen gebohrt worden waren. Die Stäbe aus der I Probe 9 wurden beide in normalen Zustand nach einem Monat j 15 abgestoßen, während die Stäbe aus Probe 1 sogar nach 6 Moj naten noch hielten. Einer der Stäbe aus Probe 1 konnte leicht I mit der üblichen Zahnextraktionstechnik entfernt werden, j ohne den Kieferknochen zubeschädigen. Der Kieferknochen, der den anderen Stab aus Probe 1 enthielt, wurde nach einem 20 Jahr herausgeschnitten und Untersuchungen mit einem Lichtmikroskop und Röntgenphotographie unterzogen. Es zeigte sich, daß der implantierte Teil geheilt war und sich ein neuer Knochen in dem Zwischenraum zwischen dem eingepflanzten Stab und dem Kieferknochen gebildet hatte. Probleme wie Entzün- _?5 dung, Fremdkörperreaktion und dergleichen sind keineswegs ! beobachtet worden. !

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Claims

Patentansprüche

! ⁵ f 1 / Künstiiche Zahnwurzel, dadurch gekennzeichnet, daß j sie eine Zusammensetzung umfaßt, in der ein teilchen- \ oder pulverförmiger synthetischer Hydroxyapatit

oder ein calcinierter bzw. gesinterter synthetischer Hydroxyapatit oder Mischungen von diesen in einem iΌ organischen Grundgefuge dispergiert ist, wobei das • Oberflächengebiet der genannten künstlichen Zahnwurzel in j ! Kontakt mit einem Knochen gebracht wird und die Zusammen- |

I I

\ setzung sowohl aus einer Phase des genannten Hydroxyapatitsi I als auch einer Phase des genannten organischen Grundge- j , '5 f üges besteht.

I 2. Künstliche Zahnwurzel nach Anspruch 1, dadurch gekenn- ; zeichnet, daß das Flächenverhältnis der genannten > Hydroxyapatitphase zu der genannten organischen Grund-20 gefügephase indem mit dem Knochen in Kontakt zu bringeni den Oberflächenbereich von etwa 5:95 bis etwa 70:30 j beträgt.

! 3. Künstliche Zahnwurzel nach Anspruch 1-2, dadurch gekenn-125 zeichnet, daß der Teilchendurchmesser des genannten s synthetischen Hydroxyapatits oder calcinierten bzw. ge- ^! sinterten synthetischen Hydroxyapatits oder der genann-' ten Mischung nicht mehr als 1000 /jm beträgt.

< 3o 4. Künstliche Zahnwurzel nach Anspruch 1-3, dadurch gekennzeichnet, daß das genannte organische Grundgefuge einen oder mehrere Polymeren wie z. B. Bisphenol-A-glycidylmethacrylat-Polykondensate, Polymethylmethacrylat, PoIy-

; 2-hydroxyäthylmethacrylat, Polyäthylen, Polysulfon, PoIy-3₅ amid, Polyester, Polytetrafluoräthylen, Polyvinylidenfluorid und Polycarbonate sowie Mischpolymeren von zwei oder mehreren der genannten Polymeren umfaßt.

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ORIGINAL INSPECTED

29A0906

5. Verfahren zur Herstellung einer künstlichen Zahnwurzel,

dadurch gekennzeichnet, daß ein teilchen- oder pulver-5 förmiger synthetischer Hydroxyapatit oder calcinierter bzw. gesinterter synthetischer Hydroxyapatit oder eine Mischung von diesen mit einem organischen Grundgefüge

^! gleichmäßig vermischt wird, die Mischung formgepreßt und der Oberflächenbereich des formgepreßten Produktes

Mo während oder nach dem Formpressen in Kontakt mit einem

Knochen gebracht wird, wobei die Mischung aus einer Phase des genannten Hydroxyapatits und einer Phase des genannten Grundgefliges besteht.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der genannte Oberflächenbereich, der in Kontakt mit dem Knochen gebracht wird, die genannte Hydroxyapatitphase und die genannte organische Grundgefügephase in einem Flächenverhältnis von etwa 5:95 bis 70:30 enthält.

7. Verfahren nach Anspruch 5-6, dadurch gekennzeichnet, daß der Teilchendurchmesser des genannten synthetischen Hydroxyapatits oder clacinierten bzw. gesinterten synthetischen Hydroxyapatits oder der genannten Mischung

₂₅ von diesen nicht mehr als 1000 μτη beträgt.

8. Verfahren nach Anspruch 5-7, dadurch gekennzeichnet, daß in dem genannten organischen Grundgefüge ein oder mehrere Polmer(en) wie z. B. Bisphenol-A-glycidylmethacrylat-Poly-

„ kondensate, Polymethylmethacrylat, Poly-2-hydroxyäthyl-

methacrylat, Polyäthylen, Polysulfon, Polyamid, Polester, Polytetrafluorethylen, Polyvinylidenfluorid und Polycarbonate sowie Mischpolymeren von zwei oder mehreren Monomeren der genannten Polymeren enthalten sind.

9. Verfahren nach Anspruch 5-8, dadurch gekennzeichnet, daß das formgepreßte Produkt in die gewünschte Form und Größe zugeschnitten wird.

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