DE3531144C2 - - Google Patents

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein gesintertes Hydroxyapatitmaterial in Form eines Knochenersatzteils mit einem offenporigen Gefüge von Mikroporen und einer Porosität im Bereich von 20 bis 50%, das für Knochen­ prothesen, z. B. auf den Gebieten der Zahnheilkunde, der plastischen Mundchirurgie und der Orthopädie, verwendbar ist.

Eines der Probleme bei der Zahnbehandlung ist die Absorp­ tion des röhrenförmigen Knochens nach der Zahnextraktion, wodurch eine Instabilität bei der Befestigung eines künst­ lichen Zahns auftritt, die ein Füllmaterial erfordert. Bei der plastischen Mundchirurgie- und Orthopädiebehandlung ist es eine übliche Praxis, für einen bei einem Verkehrsun­ fall oder als Ergebnis eines Knochentumors verlorenen Kno­ chen eine Prothese mit einem Material für Knochenersatz einzusetzen. Obwohl eine Knochenautotransplantation, d. h. die Einpflanzung eines von einem Körperteil eines Patien­ ten entnommenen Knochenstücks in den verlorenen Teil der Hohlraum im Knochen desselben Patienten, ein vom physiolo­ gischen Standpunkt bevorzugter Weg ist, tritt eine für den Patienten unermeidliche sehr ernstliche physische und psychologische Belastung bei der Knochenautrotrans­ plantation auf, da das für die Autotransplantation ver­ wendete Knochenstück einem heilen Knochengewebe des Patien­ ten selbst entnommen werden muß. Es braucht wohl nicht er­ wähnt zu werden, daß kein Knochenstück für die Autotrans­ plantation mit einem genügend großen Volumen erhältlich ist, um einen großen verlorenen Teil des Knochens zu ersetzen. Daher wurden und werden intensive Untersuchungen durchge­ führt, um ein künstliches Material zum Knochenersatz als Füllung eines Knochenhohlraums oder als Prothesenteil eines Knochens zu entwickeln. Ein solches künstliches Knochener­ satzmaterial muß verschiedenen Anforderungen genügen, z. B. sind ein hoher Grad an Sicherheit oder Fehlen von Giftigkeit, eine ausreichende mechanische Festigkeit, eine gute Affini­ tät zum lebenden Körpergewebe, in das das Material zur Bil­ dung einer festen Bindung damit eingebettet oder implantiert wird, und andere zu nennen. Weiter ist es manchmal erwünscht, daß das implantierte künstliche Material spontan absorbiert wird und im Lauf der Zeit unter Ersatz durch ein neu gebilde­ tes Knochengewebe verschwindet. In dieser Hinsicht sind Prothesenteile aus einem Metall, wie z. B. Titan, rostfreiem Stahl oder Aluminium, wegen fehlender Teilnahme am Stoff­ wechsel trotz ihrer mechanischen Festigkeiten nicht immer befriedigend. Wenn eine Prothese aus diesen nicht am Stoff­ wechsel teilnehmenden Materialien verwendet wird, muß sie durch Operation nach vollständiger Heilung entfernt oder im Körper des Patienten dauernd, jedoch mit einer Besorg­ nis ungünstiger Einflüsse dadurch als Fremdkörper gelassen werden.

Eine Klasse von aussichtsreichen künstlichen Knochenersatz­ materialien, die in neuerer Zeit unter Berücksichtigung dieser Anforderungen entwickelt wurden, umfassen Tricalcium­ phosphat, Hydroxyapatit, ein besonderes Calciumphosphat eines apatitähnlichen kristallinen Gefüges in einer gesinterten Form, und umfangreiche Untersuchungen sind im Gange, um künstliche Knochen, künstliche Gelenke oder künstli­ che Zahnwurzeln unter Verwendung dieser Materialien zu entwickeln.

Es ist eine erwünschte Bedingung, daß die künstlichen Kno­ chen, künstlichen Zahnwurzeln als Ersatzkörper ein poröses Gefüge haben, um die Bildung einer festen Bindung zwischen dem lebenden Körpergewebe und dem darin einge­ pflanzten Ersatzkörper durch das sich ausdehnende Wachs­ tum des lebenden Körpergewebes in die Poren des porösen Ersatzkörpers zu erleichtern. In diesem Zusammenhang wurde in den JP-Patentanmeldungen Kokai 56-1 49 389 und 57-7 859 ein Vorschlag zur Verwendung eines porösen gesinterten Kör­ pers aus Calciumphosphat gemacht, in dem die Porendurchmes­ ser im Bereich von 0,03 bis 1,2 mm liegen. Dieser poröse Sinterkörper aus Calciumphosphat ist jedoch als künstlicher Knochenersatz wegen der Sprödigkeit und unzureichender me­ chanischer Festigkeitswerte kaum brauchbar. Das Material ist auch hinsichtlich der Absorptivität im lebenden Körper und der Ersetzbarkeit durch neu gebildetes Knochengewebe auf­ grund des dichten Gefüges des Basismaterials wenig befrie­ digend.

Bezüglich eines in einem Hohlraum von Knochen verwendeten körnigen Füllmaterials wurden in der JP-Patentanmeldung Kokai 56-54 841 ein pulverförmiges Produkt aus Calcium­ phosphat mit einem apatitähnlichen kristallinen Gefüge und einem Kristallitdurchmesser im Bereich von 5 nm bis 10 µm vorgeschlagen, das zum Füllen eines Hohlraums oder eines verlorenen Teils eines Knochens in der Form einer Auf­ schlämmung mit Zusatz einer physiologischen Salzlösung ver­ wendet wird. Ein Problem bei diesem pulverförmigen Material ist, daß die Teilchen dieses Produkts, da sie so feinteilig sind, manchmal an der Wundoberfläche der Haut haften und daher Schwierigkeiten in der Wundnaht verursachen.

Andererseits beschreibt die DE-OS 31 21 182 ein Füllmaterial aus Hydroxyapatit zum Füllen von Defekten oder Hohlräumen in Knochen, bei dem das poröse Material aus einem dreidimensionalen Netzwerk aus untereinander verbundenen Poren besteht, wobei der Porendurchmesser einen Bereich von 0,05 bis 3 mm umfaßt und die Porosität 40% bis 97% beträgt.

Schließlich ist aus der EP-A 21 04 640 ein gesinter­ tes Hydroxyapatitmaterial bekannt, das als Biokeramik, z. B. als künstliches Knochenersatzmaterial Verwendung findet und ein offenporiges Gefüge von Mikroporen besitzt, wobei die durchschnittliche Porengröße 5 bis 1000 µm beträgt und die Porosität im Bereich von 0 bis 60 % liegt.

Hiervon ausgehend, liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein gesintertes Hydroxyapatitmaterial in Form eines Knochenersatzteils zu entwickeln, das hinsichtlich der Absorptivität im lebenden Körper und der Ersetz­ barkeit durch neugebildetes Knochengewebe verbessert ist und gleichzeitig gute mechanische Festigkeitswerte aufweist.

Gegenstand der Erfindung, womit diese Aufgabe gelöst wird, ist ein gesintertes Hydroxyapatitmaterial in Form eines Knochenersatzteils mit einem offenporigen Gefüge von Mikroporen und einer Porosität im Bereich von 20 bis 50%, dadurch gekennzeichnet, daß das offenporige Gefüge aus Mikroporen mit einer Porendurchmesserverteilung im Bereich von 0,01 bis 0,10 mm und zusätzlich aus Poren mit einer Porendurchmesserverteilung im Bereich von 0,2 bis 2,0 mm besteht.

Die beiden Mikroporen- bzw. Porendurchmesser­ verteilungen gemäß der Erfindung haben sich in Kombination überraschend als besonders vorteilhaft bezüglich der angestrebten Eigenschaften erwiesen.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen gekennzeichnet.

Die Porendurchmesserverteilung der Mikroporen liegt vorzugsweise im Bereich von 0,02 bis 0,1 mm.

Die Erfindung wird im folgenden, z. T. anhand der Zeichnung, näher erläutert; darin zeigt

Fig. 1 eine schematische Darstellung eines Querschnitts eines Knochenprothesenteils gemäß der Erfindung mit zwei Porenarten verschiedener Porendurchmes­ ser; und

Fig. 2 eine schematische Darstellung eines Querschnitts eines Knochenprothesenteils gemäß der Erfindung mit einem Aufbau aus Kern und Überzug.

Es wurde gefunden, daß der Prothesen-Knochenersatzteil gemäß der Erfindung besonders brauchbar ist, weil er ein Gefüge aufweist, das aus einer Matrix gebildet ist, die selbst porös mit Mikroporen eines Durchmessers im Bereich von 0,01 bis 0,1 mm oder vorzugswei­ se von 0,02 bis 0,1 mm und größeren, in der Matrix verteil­ ten Poren mit einem Durchmesser im Bereich von 0,2 bis 2,0 mm unter Erhalten einer Porosität von 20 bis 50% ist. Mit anderen Worten hat der Prothesen-Knochenersatzteil ge­ mäß der Erfindung Poren, die sich bezüglich des Porendurch­ messers in zwei Gruppen einteilen lassen, nämlich eine erste Gruppe der Poren mit einem Porendurchmesser im Bereich von 0,01 bis 0,1 mm und die zweite Gruppe der Poren mit einem Porendurchmesser im Bereich von 0,2 bis 2,0 mm.

Ein solcher Prothesen-Knochenersatzteil gemäß der Erfindung kann beispielsweise nach dem im folgenden beschriebenen Verfahren hergestellt werden. Das Ausgangsmaterial ist ein Hydroxyapatitpulver mit einem Teilchendurchmesser im Be­ reich von 0,1 bis 10 µm, das entweder ein synthetischer Naß­ verfahren- oder Trockenverfahren-Hydroxyapatit oder ein Lebendkörper-Hydroxyapatit sein kann, der aus Knochen oder Zähnen von Wirbeltieren gewonnen wurde. Ein solches, in einer Menge von 100 Gewichtsteilen genommenes feinteiliges Hydroxy­ apatitpulver wird gleichmäßig mit 10 bis 40 Gewichtsteilen eines ersten thermisch zersetzbaren pulverförmigen Materials mit einem Teilchendurchmesser im Bereich von 0,01 bis 0,1 mm und 10 bis 40 Gewichtsteilen eines zweiten thermisch zer­ setzbaren pulverförmigen oder körnigen Materials mit einem Teilchendurchmesser im Bereich von 0,2 bis 2,0 mm vermischt, und diese Pulvermischung wird zu einer gewünschten Form eines Knochenersatzteils geformt, worauf eine Calcination und eine Sinterung bei einer Temperatur im Bereich von 900 bis 1400°C folgen. Falls erwünscht, kann das Sintern un­ ter Verwendung einer Heißphase bei einem Druck von 300 bis 1000 bar durchgeführt werden.

Es ist wesentlich, daß zwei Gruppen von thermisch zersetz­ baren Materialien jeweils in der oben angegebenen Menge verwendet werden, damit der Sinterkörper in die zwei Poren­ durchmessergruppen unterteilte Poren haben kann. Die oben angegebene Menge jeder Gruppe der thermisch zersetzbaren Materialien ist wesentlich, damit der Sinterkörper ein offenzelliges Gefüge haben und gleichzeitig für einen Kno­ chenersatz brauchbare hohe mechanische Festigkeiten beibe­ halten kann. Das thermisch zersetzbare Material ist vor­ zugsweise eine kristalline Cellulose, obwohl es darauf nicht beschränkt ist.

Das Verfahren zum Vermischen des pulverförmigen Hydroxy­ apatits und der kristallinen Cellulosepulver ist nicht be­ sonders beschränkt und umfaßt alle herkömmlichen Verfahren, die zum Erhalten einer gleichmäßigen Pulvermischung geeig­ net sind. Beispielsweise können das Hydroxyapatitpulver und die beiden Grppen der kristallinen Cellulosepulver di­ rekt in einer geeigneten Mischmaschine vermischt werden. Alternativ wird das Hydroxyapatitpulver zunächst allein zu Körnern mit einem Durchmesser von 0,02 bis 0,2 mm granu­ liert, worauf die Vermischung mit den kristallinen Cellulo­ sepulvern folgt. Weiter können alternativ die kristallinen Cellulosepulver mit Wasser oder anderen Lösungsmitteln be­ feuchtet werden, und das Hydroxyapatitpulver wird auf die befeuchteten Teilchen der kristallinen Cellulose aufge­ stäubt. Die Pulvermischung wird, nach Zumischen eines Bin­ demittels wie Polyvinylalkohol in einer wäßrigen Lösung bei Bedarf, durch Kompressionsformen zu einer gewünschten Form eines Knochenersatzes geformt und bei einer Temperatur im Bereich von 900 bis 1400°C üblicherweise 0,5 bis 3 h gesintert.

Es ist weiter auch zweckmäßig, daß eine pulverförmige Mi­ schung, die aus 100 Gewichtsteilen des Hydroxyapatitpulvers und 10 bis 40 Gewichtsteilen des ersten, d. h. feineren Pulvers des thermisch zersetzbaren Stoffes mit einem Teil­ chendurchmesser von 0,01 bis 0,1 mm hergestellt wurde, zunächst zu Körnern granuliert wird und die Körner dann mit 10 bis 40 Gewichtsteilen des zweiten, d. h. gröberen Pulvers des thermisch zersetzbaren Stoffes mit einem Teil­ chendurchmesser von 0,2 bis 2 mm und, falls erforderlich, zusammen mit einem Bindemittel vermischt werden, worauf das Formen zu einer gewünschten Form eines Knochenersatzes folgt, der zu sintern ist.

Obwohl die mikroporöse Matrix des erfindungsgemäßen Knochen­ ersatzteils eine Biegefestigkeit von 1374 bis 1472 N/cm² an sich hat, hat der so hergestellte künstliche Prothesen- Knochenersatzteil als ganzer gewöhnlich eine Biegefestigkeit von 785 bis 1275 N/cm² mit einer Gesamtporosität von 30 bis 40% und einer Wasserabsorptivität von 20 bis 40 Gew.-%.

Im folgenden wird das Porengefüge des so hergestellten künst­ lichen Knochenersatzteils anhand der Zeichnung erläutert. Fig. 1 ist eine vergrößerte schematische Darstellung eines Teilquerschnitts des erfindungsgemäßen künstlichen Knochen­ ersatzteils, dessen Gefüge aus der Matrix 1 gebildet wird, die ein mikroporöses gesintertes Hydroxyapatitmaterial mit gleichmäßig verteilten Mikroporen 2 mit einem Porendurch­ messer von 0,01 bis 0,1 mm und gleichmäßig durch die Matrix 1 verteilten größeren Poren 3 mit einem Porendurchmesser von 0,02 bis 2 mm ist.

Die besondere Porendurchmesserverteilung im erfindungsgemäß­ en Knochenersatzteil ermöglicht ein wachsendes Eindringen der Kapillaren mit einem Durchmesser von 7 bis 10 µm in die Poren zur Erleichterung der Bildung von Knochengeweben durch die Knochenbildungszellen und der spontanen Absorp­ tion des Hydroxyapatits durch das Auftreten der osteoklast­ artigen, vielkernigen Riesenzellen, so daß der erfindungs­ gemäße Knochenersatzteil für Prothesen in der Othopädie und der plastischen Mundchirurgie sehr gut brauchbar ist.

Der oben beschriebene künstliche Knochenersatzteil hat eine ausreichend hohe mechanische Festigkeit oder Gesamt­ biegefestigkeit von 785 bis 1275 N/cm², die für die mei­ sten Zwecke geeignet ist, doch ist es manchmal erwünscht, die Gesamtbiegefestigkeit des Teils mit dem Ziel zu stei­ gern, den herkömmlich aus rostfreiem Stahl oder anderen Me­ tallen hergestellten Hochfestigkeits-Prothesenteil zu er­ setzen. Hierzu setzten die Erfinder ihre Untersuchungen fort und gelangten zu einer Verbesserung, wonach ein Knochener­ satzteil mit einer höheren Biegefestigkeit hergestellt wer­ den kann, indem man den oben beschriebenen Knochenersatzteil mit einer binären Porendurchmesserverteilung als Kern wenig­ stens auf einem Teil seiner Oberfläche mit einer Überzugs­ schicht einer Dicke von 0,1 bis 2 mm versieht, die aus einem mikroporösen gesinterten Hydroxyapatitkörper gebildet ist, in dem die Poren einen Durchmesser im Bereich von 0,01 bis 0,1 mm aufweisen. Auf diese Weise ist es leicht, einen Kno­ chenersatzteil mit einer Gesamtbiegefestigkeit von 1570 N/cm² oder mehr zu erhalten. Trotz der verhältnismäßig dichten, auf dem Kern gebildeten Überzugsschicht ist ein solcher Kno­ chenersatzteil des Aufbaus aus Kern und Überzugsschicht physiologisch recht befriedigend, wenn er in Prothesen ver­ wendet wird.

Der vorstehend erwähnte Knochenersatzteil des zusammengesetzt­ en Aufbaus aus Kern und Überzugsschicht kann hergestellt werden, indem man zuerst eine pulverförmige Mischung die aus 100 Gewichtsteilen eines feinen Hydroxyapatitpul­ vers mit einem Durchschnittsteilchendurchmesser von 0,1 bis 10 µm, 10 bis 40 Gewichtsteilen eines ersten, d. h. feineren Pulvers eines thermisch zersetzbaren Stoffes mit einem Durch­ schnittsteilchendurchmesser von 0,01 bis 0,1 mm und 10 bis 40 Gewichtsteilen eines zweiten, d. h. gröberen Pulvers eines thermisch zersetzbaren Stoffes zusammengesetzt ist, z. B. durch Kompressionsformen zu einer Form mit angenähert den gewünschten Abmessungen formt und dann das so geformte Ge­ bilde mit einer pulverförmigen Mischung in einer wäßrigen Aufschlämmung, falls erforderlich, von 100 Gewichtsteilen des gleichen Hydroxyapatitpulvers und 10 bis 40 Gewichts­ teilen des feineren Pulvers des thermisch zersetzbaren Stoffes überzieht, um eine Überzugsschicht gewünschter Dicke zu bilden, worauf die Calcination und die Sinterung des so hergestellten zusammengesetzten Rohkörpers bei einer Temperatur im Bereich von 900 bis 1400°C folgen.

Alternativ ist auch das im folgenden beschriebene Zwei­ schrittverfahren geeignet. Danach wird eine pulverförmige Mischung von 100 Gewichtsteilen des Hydroxyapatitpulvers und 10 bis 40 Gewichtsteilen des feineren Pulvers des thermisch zersetzbaren Stoffes zunächst zu einem mikro­ porösen Sinterkörper mit Poren von 0,01 bis 0,1 mm Durch­ messer und einer Biegefestigkeit von wenigstens 981 N/cm² gesintert, und dieser Sinterkörper wird zu Körnern von 0,05 bis 0,2 mm Durchmesser zerkleinert. Dann werden die Körner mit 10 bis 40 Gewichtsteilen des gröberen Pulvers des thermisch zersetzbaren Stoffes vermischt, und diese Mischung wird zur Form des Kerns geformt, der mit einer pulverförmigen Mischung des Hydroxyapatitpulvers und des feineren Pulvers des thermisch zersetzbaren Stoffes in einer gewünschten Dicke zu einem zusammengesetzten Aufbau aus Kern und Überzugsschicht überzogen wird, der der Calcinie­ rung und Sinterung zu unterwerfen ist.

Der Kern-Überzugsschicht-Aufbau des zusammengesetzten Knochenersatzteils ist schematisch in Fig. 2 durch einen vergrößerten Querschnitt veranschaulicht. Der Teil ist aus dem Kern A und der Überzugsschicht B gebildet, und der Kern A hat seinerseits ein binäres poröses Gefüge, das aus der mikroporösen Matrix 1 gebildet ist, die die Mikro­ poren 2 mit einem Porendurchmesser von 0,01 bis 0,1 mm und größere Poren 3 mit einem Porendurchmesser von 0,2 bis 2 mm enthält, die durch die Matrix 1 verteilt sind, während die Überzugsschicht B das gleiche mikroporöse Ge­ füge wie die Matrix 1 des Kerns A hat, jedoch nur die Mikroporen 2 mit einem Porendurchmesser von 0,01 bis 0,1 mm enthält.

Im folgenden werden Beispiele zur Erläuterung der gesin­ terten porösen Hydroxyapatitmaterialien gemäß der Erfin­ dung in der Form eines künstlichen Prothesenknochenteils in mehr Einzelhei­ ten gegeben.

Beispiel 1

Nach dem Naßverfahren synthetisierter Hydroxyapatit wurde 1 h bei 900°C calciniert und dann in einer Kugelmühle zu einem Pulver mit einem Durchschnittsteilchendurchmesser von 0,5 µm pulverisiert. Das Pulver wurde mit 2 Gew.-% Polyvinylalkohol in einer wäßrigen Lösung als Bindemittel vermischt und zu Körnern mit einem Durchmesser im Bereich von 0,05 bis 0,10 mm granuliert.

Die so erhaltenen Körner in einer Menge von 100 Gewichtstei­ len wurden gleichmäßig mit je 15 Geichtsteilen eines feineren und eines gröberen kristallinen Cellulosepulvers mit einem Durchschnittsteilchendurchmesser von 0,08 mm bzw. 0,2 mm vermischt, und die Pulvermischung wurde durch Kom­ pressinsformen bei einem Formdruck von 500 bar zu einer Form geformt, die 1 h einem Sintern bei 1350°C unterworfen wurde.

Der so erhaltene Hydroxyapatitsinterkörper mit offenporigem Gefüge hatte eine Porosität von 32%, wobei die Poren­ durchmesserteilung zwei Maxima bei 0,05 bis 0,08 mm und bei etwa 0,2 mm hatte. Die Biegefestigkeit dieses porö­ sen Sinterkörpers war 1008 N/cm².

(Ein aus den gleichen Hydroxyapatitkörnern unter Zumischen nur des feinsten kristallinen Cellulosepulvers geformter und gesinterter Hydroxyapatitsinterkörper hat eine Biegefestigkeit von 1427 N/cm².)

Der so erhaltene Sinterkörper wurde in kleine Stücke ge­ schnitten, deren jedes Abmessungen von 3 mm × 4 mm × 6 mm hatte, und die Stücke wurden nach Sterilisation in einer herkömmlichen Weise in die Unterkieferknochen von fünf Kaninchen eingepflanzt, deren jedes ein Körpergewicht von 2,5 bis 3,0 kg hatte. Die sezierende Untersuchung der Kaninchen 8 Wochen nach der Operation zeigte eine teilweise Absorp­ tion des Hydroxyapatitsinterkörpers und eine vollständige Haftung des neu gebildeten Knochens an der Oberfläche des Sinterkörpers. Dieses Ergebnis belegt die klinische Brauchbarkeit des künstlichen Knochenersatzteils gemäß der Erfindung als Prothesenmaterial für verlorene Teile von Kieferknochen.

Zum Vergleich diente ein ähnlicher Implantationsversuch mit Kaninchen unter Verwendung von Stücken eines in der gleichen Weise, wie oben beschrieben, hergestellten Hydroxy­ apatitsinterkörpers, in dem die feineren Poren eine Durch­ messerverteilung im Bereich von 1 bis 5 µm hatten. Das Ergebnis war, daß eine geringe Absorption des Sinterkörpers gefunden wurde.

Beispiel 2

Das gleiche wie das im Beispiel 1 verwendete Naßverfahren- Hydroxyapatitmaterial wurde 1 h bei 900°C calciniert und zu einem Pulver mit einem Durchschnittsteilchendurchmesser von 0,5 µm pulverisiert. Eine Pulvermischung von 100 Ge­ wichtsteilen des oben hergestellten Hydroxyapatitpulvers mit 2 Gewichtsteilen Polyvinylalkohol als wäßriger Lösung und 15 Gewichtsteilen eines kristallinen Cellulosepulvers mit einem Durchschnittsteilchendurchmesser von 0,03 mm wurde sorgfältig vermischt und zu Körnern mit Durchmessern im Bereich von 0,05 bis 0,10 mm granuliert. Die Körner wurden weiter mit 15 Gewichtsteilen eines anderen kristalli­ nen Cellulosepulvers mit einem Durchschnittsteilchendurch­ messer von 1 mm vermischt, und die Mischung wurde durch Kompressionsformen bei einem Formdruck von 500 bar zu einer Form geformt, die 1 h einem Sintern bei 1350°C unterworfen wurde, um einen Sinterkörper zu ergeben. Die physikalischen Eigenschaften dieses Sinterkörpers waren etwa gleich denen des im Beispiel 1 hergestellten Sinterkörpers.

Beispiel 3

Nach dem Naßverfahren synthetisierter Hydroxyapatit wurde 1 h bei 900°C calciniert und in einer Kugelmühle zu einem Pulver mit einem Durchschnittsteilchendurchmesser von 0,5 µm pulverisiert. Das Hydroxyapatitpulver wurde mit 2 Gew.-% Polyvinylalkohol in einer wäßrigen Lösung als Bindemittel vermischt und zu Körnern mit Durchmessern im Bereich von 0,05 bis 0,10 mm granuliert.

Man stellte eine Mischung her, die aus 100 Gewichtsteilen der so hergestellten Körner, 15 Gewichtsteilen eines er­ sten kristallinen Cellulosepulvers mit einem Durchschnitts­ teilchendurchmesser von 0,05 mm und 15 Gewichtsteilen eines zweiten kristallinen Cellulosepulvers mit einem Durchschnitts­ teilchendurchmesser von 0,2 mm zusammengesetzt war, und formte sie durch Kompressionsformen bei einem Formdruck von 500 bar zu einer Form. Andererseits wurde eine wäßrige Auf­ schlämmung durch Dispergieren von 100 Gewichtsteilen der Hydroxyapatitkörner und 15 Gewichtsteilen des ersten kri­ stallinen Cellulosepulvers mit einem Durchschnittsteilchen­ durchmesser von 0,05 mm in 150 Gewichtsteilen Wasser gebil­ det, und die durch Kompressionsformen hergestellte bestimm­ te Form wurde mit der wäßrigen Aufschlämmung zur Bildung einer Überzugsschicht gleichmäßiger Dicke überzogen, worauf ein Sintern von 1 h bei 1350°C folgte.

Der so erhaltene Sinterkörper hatte einen Kern-Überzugs­ schicht-Aufbau, dessen Kern ein poröser Körper von offen­ zelligem Gefüge mit einer Porosität von 32% und einer Porendurchmesserverteilung mit zwei Maxima bei etwa 0,05 mm und bei etwa 0,2 mm war, während die Überzugsschicht, die ebenfalls von offenporigem Gefüge war, eine Dicke von 0,5 mm und einen Durchschnittsporendurchmesser von 0,05 mm hatte. Die Biegefestigkeit dieses Sinterkörpers mit Kern- Überzugsschicht-Aufbau war 1427 N/cm² in der Matrix des Kerns, d. h. in dem die feineren und gröberen Poren mit einem Durch­ schnittsporendurchmesser von 0,05 mm bzw. 0,2 mm enthaltenden Teil, während die Biegefestigkeit des gesamten Körpers 1570 N/cm² war.

Der oben hergestellte Sinterkörper wurde in kleine Stücke geschnitten, deren jedes Abmessungen von 3 mm × 4 mm × 6 mm einschließlich der Überzugsschicht auf einer Oberfläche hat­ te, und die Stücke wurden beim Implantationsversuch in der gleichen Weise wie im Beispiel 1 unter Verwendung von fünf Kaninchen als Versuchstieren verwendet. Die Ergebnisse der sezierenden Untersuchung der Kaninchen nach 2 Monaten Pfle­ ge waren, daß der Hydroxyapatitsinterkörper bei vollständi­ ger Bindung zwischen dem neu gebildeten Knochen und der Ober­ fläche des Sinterkörpers teilweise absorbiert war. Es wurde kein bestimmter Unterschied zwischen den Bedingungen an der Oberfläche der Überzugsschicht und dem Querschnitt des Kerns gefunden.

Beispiel 4

Körner mit Durchmessern von etwa 1 bis 2 mm, die aus einer Pulvermischung hergestellt waren, die aus 100 Gewichtstei­ len des feinen Hydroxyapatitpulvers mit einem Durchschnitts­ teilchendurchmesser von 0,5 µm, wie es im vorigen Beispiel verwendet wurde, 2 Gewichtsteilen Polyvinylalkohol und 15 Gewichtsteilen eines kristallinen Cellulosepulvers mit einem Durchschnittsteilchendurchmesser von 0,05 mm zusam­ mengesetzt war, wurden 1 h einem Sintern bei 1350°C unter­ worfen.

Getrennt davon wurde eine wäßrige Aufschlämmung durch Dis­ pergieren von 100 Gewichtsteilen des Hydroxyapatitpulvers mit einem Durchschnittsteilchendurchmesser von 0,5 µm, 2 Gewichsteilen Polyvinylalkohol als wäßrige Lösung und 15 Gewichtsteilen eines kristallinen Cellulosepulvers mit einem Durchschnittsteilchendurchmesser von 0,05 mm in 150 Teilen Wasser hergestellt, und die Aufschlämmung wurde auf die Innenwände einer Form in einer Dicke von etwa 1 mm aufgetragen. Die so beschichtete Form wurde dann mit einer gleichmäßigen Mischung der oben beschriebenen gesin­ terten Körner und von 15 Gewichtsteilen eines kristallinen Cellulosepulvers mit einem Durchschnittsteilchendurchmesser von 1 mm gefüllt, und nachdem die aus der Aufschlämmung gebildete Überzugsschicht vollkommen getrocknet war, wurde der Füllkörper aus der Form entnommen und 1 h bei 1350°C gesintert. Der so erhaltene Sinterkörper mit einem Kern- Überzugsschicht-Aufbau hatte eine so hohe Biegefestigkeit wie die des im vorigen Beispiel hergestellten Sinterkörpers und war ebenfalls als Prothesen-Knochenersatzteil brauchbar.

Claims (4)

1. Gesintertes Hydroxyapatitmaterial inForm eines Knochen­ ersatzteils mit einem offenporigen Gefüge von Mikro­ poren und einer Porosität im Bereich von 20 bis 50%, dadurch gekennzeichnet, daß das offenporige Gefüge aus Mikroporen (2) mit einer Porendurchmesserverteilung im Bereich von 0,01 bis 0,10 mm und zusätzlich aus Poren (3) mit einer Poren­ durchmesserverteilung im Bereich von 0,2 bis 2,0 mm besteht.

2. Hydroxyapatitmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Porosität des Materials im Bereich von 30 bis 40% liegt.

3. Hydroxyapatitmaterial nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Knochenersatzteil einen Aufbau aus Kern und Über­ zug aufweist, wobei der Kern (A) die Mikroporen (2) mit einer Porendurchmesserverteilung im Bereich von 0,01 bis 0,10 mm und die Poren (3) mit einer Porendurchmesser­ verteilung im Bereich von 0,2 bis 2,0 mm enthält und die darauf gebildete Überzugsschicht (B) nur Mikroporen (2) mit einer Porendurchmesserverteilung im Bereich von 0,01 bis 0,10 mm enthält.

4. Hydroxyapatitmaterial nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Überzugsschicht (B) eine Dicke im Bereich von 0,1 bis 0,2 mm aufweist.