DE3789348T2

DE3789348T2 - Bioverträgliches zusammengesetztes Material und Verfahren zu seiner Herstellung.

Info

Publication number: DE3789348T2
Application number: DE3789348T
Authority: DE
Inventors: Seiji Nagoya-Shi Aichi-Ken Ban; Haruo Bunkyo-Ku Tokyo Ito; Hisashi Nagoya-Shi Aichi-Ken Iwata; Shigeo Kani-Shi Gifu-Ken Maruno
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1986-10-20
Filing date: 1987-10-20
Publication date: 1994-06-23
Anticipated expiration: 2007-10-21
Also published as: KR900006891B1; JPH067425A; EP0264917A3; KR880004790A; JPH0624585B2; EP0264917B1; JPS63102762A; JPH043226B2; CN1032423C; US5077132A; CN87107744A; ES2061467T3; EP0264917A2; DE3789348D1

Description

Gebiet der Erfindung

Die Erfindung bezieht sich auf ein biokompatibles Verbundmaterial und ein Verfahren zu dessen Herstellung. Speziell betrifft die Erfindung ein biokompatibles Verbundmaterial, das ein Substrat, welches unter Metallsubstraten und Keramiksubstraten ausgewählt ist, umfaßt, auf dem eine Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht direkt oder über eine Glas enthaltende Zwischenschicht aufgebracht ist, die an jede der gegenüberliegenden Oberflächen des Substrats und der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht gebunden ist, wobei die Keramikschicht eine kontinuierliche Glasphase, in der Hydroxylapatitkeramik dispergiert ist, umfaßt und wobei der Oberflächenbereich der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht im aufgerauhten Zustand mit Poren vorliegt und die Hydroxylapatitkeramik freiliegend enthält. Die Erfindung betrifft außerdem ein Verfahren zur Herstellung des vorstehenden biokompatiblen Verbundmaterials. Das biokompatible Verbundmaterial gemäß der Erfindung hat ausgezeichnete mechanische Festigkeit, ist verbessert im Hinblick auf das Problem des Herauslösens von Komponenten aus dem Material und besitzt ausgezeichnete Biokompatibilität bzw. Bioverträglichkeit mit Knochengeweben, wobei es ausgezeichnete biologische Aktivität zeigt. Das erfindungsgemäße biokompatible Verbundmaterial eignet sich daher als biologisches Ersatzmaterial, wie als Bioimplantatmaterial. Zu Beispielen für solche Ersatzmaterialien gehören die auf dem Gebiet der Medizin verwendeten, wie künstliche Knochen, Materialien zum Fixieren oder Verbinden von Knochen, Knochenfüllmaterial, Knochenprothesen und Teilersatzmaterial für künstliche Gelenke, beispielsweise Hüftgelenke, Ellbogen- und Kniegelenke sowie als Materialien zur Verwendung für die Zahnmedizin, wie als künstliche Zahnwurzel, Wurzelkanal-Füllmaterial, Knochen-Fixier- oder - Füllmaterial und Material für künstliche Zähne.

Beschreibung des Standes der Technik

In den vergangenen Jahren hat die Technik der Bioersatzmaterialien bemerkenswerte Fortschritte erfahren. In diesem Zusammenhang hat die Verwendung von Keramikmaterialien, die beständig gegen chemische Einwirkungen, wie Auflösen, Korrosion und Quellen zeigen und von denen man annimmt, daß sie ausgezeichnete Biokompatibilität gegenüber Knochengewebe aufweisen, besondere Aufmerksamkeit erregt.
Auf dem Fachgebiet ist es beispielsweise bekannt, eine künstliche Zahnwurzel oder einen künstlichen Knochen dadurch herzustellen, daß Hydroxylapatit (nachstehend häufig als "HAP" bezeichnet) durch Sintern der HAP-Kristallite bei einer hohen Temperatur wie 1000 bis 1300ºC ohne eine Zersetzung der Kristallite zu verursachen, zu einer gewünschten Gestalt verformt wird. Die 50 hergestellten Produkte bestehen jedoch hauptsächlich aus gesintertem HAP und diese Produkte sind daher sehr spröde, wenn sie auch eine wünschenswerte mechanische Festigkeit besitzen. Außerdem läßt sich das Verformen von HAP zu einer gewünschten Gestalt durch Sintern nur schwierig mit hoher Genauigkeit durchführen, was zu hohen Produktionskosten führt. Außerdem bestehen diese Produkte hauptsächlich aus HAP. Obwohl diese Produkte ausgezeichnete Verträglichkeit mit Knochengeweben haben, besteht deshalb die Tendenz, daß HAP durch die komplizierten biochemischen Reaktionen in vivo aufgelöst wird, die durch das Vorhandensein des Produkts in dem lebenden Körper während langer Dauer verursacht werden.
Es ist außerdem bekannt, kristallinen Saphir oder polykristallines Aluminiumoxid als biologisch inertes nichttoxisches Material für künstliche Knochen, künstliche Gelenke, künstliche Zahnwurzeln oder dergleichen zu verwenden. Jedoch sind die für diese Produkte eingesetzten Materialien teuer. Um diese Materialien zu implantieren, ist es außerdem erforderlich, die Materialien zu komplizierten Formen, wie die Form einer Schraube, zu verformen und die physische Implantation in einen Knochen vorzunehmen, da sich diese Materialien nicht leicht direkt mit dem Knochen verbinden. Diese Technik ist daher im Hinblick auf die Formung und die Produktionskosten mit Schwierigkeiten verbunden.
Außerdem ist ein Verfahren zur Herstellung eines Bioimplantatmaterials vorgeschlagen worden, das eine Oberflächenschicht aus HAP aufweist. Bei diesen Verfahren wird zunächst ein Beschichtungsteil mit einem Hohlraum unter Verwendung von gesintertem HAP hergestellt und danach wird in den Hohlraum des Beschichtungsteils ein Kern eingesetzt. Die Innenwand des Beschichtungsteils und die Oberflächen des Kerns werden dann mit Hilfe von gesintertem Glas miteinander verbunden (vgl. beispielsweise Seite 138 der einem Vortrag vorausgehenden Veröffentlichung, herausgegeben von The Japanese Society for Dental Materials And Devices, Tokyo, Japan (April 1985)). Dieses Verfahren zeigt jedoch folgende Schwierigkeiten. Die Herstellung des Beschichtungsteils umfaßt die schwierige Verarbeitung des Materials zu der endgültigen Form mit hoher Dimensionsgenauigkeit und hoher Präzision der Form. Außerdem besteht die Tendenz, daß das Beschichtungsteil durch die biochemischen Reaktionen in vivo während langer Dauer aufgelöst wird, da das Beschichtungsteil nur aus HAP besteht. Darüber hinaus hat der mit dieser Methode hergestellte Bioimplantat-Gegenstand eine Struktur, in der der Kern und gesinterter HAP, die äußerst unterschiedlich im Hinblick auf ihren linearen thermischen Ausdehnungskoeffizienten sind (8,5 · 10&supmin;&sup6;/ºC für einen aus Ti gebildeten Kern und das 10-fache und mehr als das 10-fache von 1 · 10&supmin;&sup6;/ºC für gesinterten HAP) mit Hilfe von geschmolzenem Glas miteinander verbunden sind. Aus diesem Grund wird in dem Bioimplantat-Gegenstand eine beträchtliche Restspannung aufgebaut, so daß die Schwierigkeiten einer schlechten Wärmeschockbeständigkeit, geringen Festigkeit des gesinterten HAP und einer schlechten Haftung zwischen dem gesinterten HAP und der Glasschicht verursacht werden. Da außerdem das Beschichtungsteil durch Sintern von HAP bei hoher Temperatur unter hohem Druck hergestellt wird, wird die Oberfläche des Beschichtungsteils, die in Kontakt mit dem Knochengewebe des menschlichen Körpers stehen soll, unerwünscht glatt. Infolgedessen zeigt das mit Hilfe dieses Verfahrens hergestellte Bioimplantatmaterial schlechte Verträglichkeit mit Knochengeweben des lebenden Körpers.
Außerdem ist ein Hüftknochenersatz bekannt, der ein Substrat, und aufgetragen auf dieses, eine Oberflächenschicht aus HAP umfaßt. Zur Herstellung dieses Produkts wird das HAP- Keramikmaterial mit Hilfe eines Plasmasprühverfahrens auf die Oberfläche des Substrats aufgetragen. Bei diesem Produkt besteht die Schwierigkeit, daß ein Hüftknochenersatz mit einer dicken Oberflächenschicht aus HAP nicht hergestellt werden kann, weil ein großer Unterschied in dem linearen Wärmeausdehnungskoeffizienten zwischen dem Substrat und HAP besteht und weil die Oberfläche der mit Knochengeweben in Kontakt zu bringenden HAP-Schicht zu glatt ist, um das Wachstum von Knochen in die beschichtete Oberfläche zu ermöglichen.
Die DE-A-3 306 648 betrifft eine konventionelle biologisch aktive Glaskeramik, d. h. ein kristallines Material, das durch Schmelzen einer Ausgangszusammensetzung aus SiO&sub2;&sub1;Al&sub2;O&sub3;, einem Gemisch von Na&sub2;O und K&sub2;O, CaO, P&sub2;O&sub5; und F in dort definierten Mengen und thermische Behandlung des so erhaltenen glasartigen Materials, um eine Entglasung und Kristallisation zu erreichen, hergestellt wird.
In dem so erhaltenen Produkt sind die Komponenten des Ausgangsmaterials in Fluorapatit oder in Fluorapatit und Glimmer, zwischen denen Phasentrennung stattfindet, oder in Fluorapatit und Anorthit, zwischen denen Phasentrennung stattfindet, umgewandelt, so daß das Produkt als Komposit aus verschiedenen Kristallen angesehen werden muß.
Die US-PS 4 708 652 betrifft eine Verbundkeramik, die eine Fluorapatitphase und eine mindestens teilweise kristallisierte biologisch aktive Glasphase umfaßt. Diese Keramik wird durch reaktives Sintern eines Pulvergemisches erhalten, das einen synthetischen Hydroxylapatit (A) und ein biologisch aktives Glas (B), das eine ziemlich hohe Menge an Fluoridionen als wesentliche Komponente enthält und eine Kristallisationstemperatur unterhalb der Sinterungstemperatur aufweist, umfaßt.
Ein Knochenersatz-Implantatmaterial, welches ein Metallsubstrat enthält, das mit einer Schicht von Hydroxylapatit oder aus einem Gemisch von Hydroxylapatit und Keramik beschichtet ist, wird in der FR-A-2 336 913 beschrieben. Die Überzugsschicht wird mit Hilfe eines Plasmasprühverfahrens hergestellt, bei dem Hydroxylapatitpulver oder ein Gemisch aus einem Keramikmaterial und Hydroxylapatit in einem Wasserstoff-Argon-Plasmastrahl auf das Substrat aufgesprüht wird.

Zusammenfassung der Erfindung

Die Erfinder haben weitreichende und intensive Untersuchungen im Hinblick auf die Entwicklung eines biokompatiblen Verbundmaterials durchgeführt, das frei von den vorstehend beschriebenen Schwierigkeiten ist. Im Ergebnis wurde unerwarteterweise gefunden, daß ein Verbundmaterial, welches ein unter Metallsubstraten und Keramiksubstraten ausgewähltes Substrat enthält, auf dem eine Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht direkt oder über eine Glas enthaltende Zwischenschicht, die an jede der gegenüberüberliegenden Oberflächen des Substrats und der Glas-Hydroxylapatitkeramik- Schicht gebunden ist, ausgebildet ist, wobei der Oberflächenbereich der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht im aufgerauhten Zustand mit Poren vorliegt und die Hydroxylapatitkeramik freigelegt hat, die die gewünschten ausgezeichneten Eigenschaften aufweist. Auf Basis dieser Feststellungen wurde die Erfindung fertiggestellt.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein neues biologisch kompatibles Verbundmaterial zur Verfügung zu stellen, das ausreichende mechanische Festigkeit hat, im Hinblick auf das Problem des Herauslösens von Komponenten aus dem Material verbessert ist und das ausgezeichnete Bioverträglichkeit mit Knochengewebe hat und seine ausgezeichnete biologische Aktivität während langer Dauer beibehält.
Es ist außerdem Ziel der Erfindung, ein neues Verfahren zur Herstellung eines solchen biokompatiblen Verbundmaterials mit ausgezeichneten Eigenschaften zugänglich zu machen.
Die vorstehenden und andere Gegenstände, Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung sind aus der nachstehenden ausführlichen Beschreibung in Zusammenhang mit den beigefügten Zeichnungen ersichtlich.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

In den Zeichnungen bedeuten:
Fig. 1 eine Sekundärelektronen-Abbildung (nachstehend häufig als "SE-Abbildung" bezeichnet), welche die Grenzfläche zwischen einem biokompatiblen Verbundmaterial gemäß der Erfindung und dem Röhrenknochen eines Schweine-Oberschenkels zwei Monate nach der Implantation des Verbundmaterials in den Schweine-Oberschenkelknochen zeigt;
Fig. 2 (a) bis (d) sind SE-Abbildungen, welche die Oberflächen von gebrannten Zusammensetzungen zeigen, die der Glas-HAP-Keramik-Schicht eines erfindungsgemäßen Verbundmaterials entsprechen, wobei die Zusammensetzungen variierende Anteile an HAP enthalten;
Fig. 3(a) ist eine SE-Abbildung des geätzten Oberflächenbereiches einer gebrannten Zusammensetzung, die der Glas-HAP-Keramik-Schicht eines erfindungsgemäßen Verbundmaterials entspricht;
Fig. 3 (b) ist eine SE-Abbildung eines Querschnitts des geätzten Oberflächenbereiches einer gebrannten Zusammensetzung gemäß Fig. 3 (a), wobei das Ätzen unter Verwendung von 10%igem Fluorwasserstoff (nachstehend häufig "HF") während 30 Minuten durchgeführt wurde;
Fig. 3 (c) ist eine SE-Abbildung eines weiteren Querschnitts der gebrannten Zusammensetzung gemäß Fig. 3 (a) und 3 (b), welche die Struktur im inneren Bereich der Zusammensetzung zeigt;
Fig. 4 (a) ist eine SE-Abbildung des geätzten Oberflächenbereiches der gleichen Zusammensetzung wie die von Fig. 3 (a), wobei das Atzen unter Verwendung von 10% HF während drei Minuten durchgeführt wurde;
Fig. 4 (b) ist eine SE-Abbildung des geätzten Oberflächenbereiches der gleichen Zusammensetzung wie der gemäß Fig. 4 (a), wobei das Ätzen unter Verwendung eines Gemisches von 8% HF und 15% HNO&sub3; während drei Minuten durchgeführt wurde;
Fig. 5 (a) ist eine Photographie, aufgenommen mit Hilfe eines Raster-Elektronenmikroskops (nachstehend auch als "SEM" bezeichnet) der Oberfläche der Glas-HAP-Keramik-Schicht eines erfindungsgemäßen biokompatiblen Verbundmaterials vor dem Ätzen;
Fig. 5 (b) bis (d) sind SEM-Photographien der geätzten Oberflächenbereiche der gleichen Schichten wie die in Fig. 5 (a) gezeigte HAP-Keramik-Schicht, wobei das Ätzen unter Verwendung eines Gemisches von 8%iger HF und 15%iger HNO&sub3; im Volumenverhältnis 1 : 1 während 3 Minuten, 5 Minuten bzw. 10 Minuten durchgeführt wurde;
Fig. 5 (e) ist eine Vergrößerung (x 2,5) der SEM-Photographie der Fig. 5 (d);
Fig. 6 (a) ist ein Schnittdiagramm einer Verbundmaterialprobe, die zur Messung der Herauszieh-Festigkeit eines biokompatiblen Verbundmaterials verwendet wird;
Fig. 6(b) ist ein Schnittdiagramm eines Stützwerkzeugs, das zum Messen der Herauszieh-Festigkeit eines biokompatiblen Verbundmaterials verwendet wird;
Fig. 7 ist eine graphische Darstellung, welche den Zusammenhang zwischen der Herauszieh-Festigkeit und dem HAP- Gehalt der Glas-HAP-Keramik-Schicht eines biokompatiblen Verbundmaterials und der Druckfestigkeit und dem HAP-Gehalt zeigt;
Fig. 8 ist eines graphische Darstellung, die den Zusammenhang zwischen der Herauszieh-Festigkeit und der durchschnittlichen Rauigkeit der Oberfläche eines biokompatiblen Verbundmaterials zeigt;
Fig. 9 (a) ist eine SE-Abbildung, welche die Grenzfläche zwischen einem Verbundmaterial, das ein Titansubstrat mit einer auf diesem ausgebildeten Glasschicht und einem Röhrenknochen des Schweine-Oberschenkels zwei Monate nach der Implantation des Verbundmaterials in den Schweine-Oberschenkelknochen zeigt;
Fig. 9 (b) ist eine SE-Abbildung, die die Grenzfläche zwischen einem erfindungsgemäßen biokompatiblen Verbundmaterial und dem Oberschenkel-Röhrenknochen eines Schweins zwei Monate nach der Implantation des Verbundmaterials in den Schweine-Oberschenkelknochen zeigt;
Fig. 10 (a) ist eine SE-Abbildung eines Querschnitts durch ein System, das aus dem spongiösen Knochen eines Schweine-Oberschenkels und, darin implantiert, einem Verbundmaterial aus einem Titansubstrat mit einer auf diesem ausgebildeten Glasschicht zwei Monate nach der Implantation zeigt;
Fig. 10 (b) ist eine SE-Abbildung des Querschnitts durch ein System, das den spongiösen Knochen eines Schweine-Oberschenkels und darin implantiert, ein biokompatibles Verbundmaterial gemäß der Erfindung umfaßt, aufgenommen zwei Monate nach der Implantation, zeigt;
Fig. 11 (a) ist eine SEM-Photographie eines Schnitts durch die Grenzfläche zwischen einem Röhrenknochen eines Hunde-Unterkiefers und einem biokompatiblen Verbundmaterial gemäß der Erfindung zwei Monate nach der Implantation des Verbundmaterials in den Unterkieferknochen des Hundes;
Fig. 11 (b) ist eine Vergrößerung eines Teils von Fig. 11 (a), der durch einen Pfeil angezeigt ist;
Fig. 11 (c) ist eine SEM-Photographie eines Querschnitts der Grenzfläche zwischen einem Röhrenknochen eines Hunde- Unterkiefers und einem Titanstab zwei Monate nach der Implantation des Titanstabs in den Unterkieferknochen des Hundes.

Ausführliche Beschreibung der Erfindung

Erfindungsgemäß wird ein biokompatibles Verbundmaterial zur Verfügung gestellt, das ein unter Metallsubstraten und Keramiksubstraten ausgewähltes Substrat aufweist, auf dem eine Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht direkt oder über eine Glas enthaltende Zwischenschicht, die mit jeder der gegenüberliegenden Oberflächen des Substrats und der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht verbunden ist, aufgebracht ist, wobei die Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht eine kontinuierliche Glasphase, in der Hydroxylapatitkeramik dispergiert ist, umfaßt, die Hydroxylapatitkeramik ein Molverhältnis Calcium/Phosphor von 1,50 bis 1,75 hat, wobei die Hydroxylapatitkeramik hauptsächlich aus Hydroxylapatit besteht und wobei der Oberflächenbereich der Glas-Hydroxylapatitkeramik Schicht im aufgerauhten Zustand mit Poren vorliegt und die Hydroxylapatitkeramik freigelegt aufweist, wobei biologisch aktives Glas als Komponente der Glas-Hydroxylapatitkeramik- Schicht ausgeschlossen ist.
In dem erfindungsgemäßen biokompatiblen Verbundmaterial befindet sich der Oberflächenbereich der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht im aufgerauhten Zustand, so daß der Oberflächenbereich Poren hat und die Hydroxylapatitkeramik der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht freiliegt.
In den Fig. 3 und 4 werden SE (Sekundärelektronen)- Abbildungen von gebrannten Zusammensetzungen gezeigt, die einer Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht des erfindungsgemäßen Verbundmaterials entsprechen. Die Hydroxylapatitkeramik ist in der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht dispergiert. Die Hydroxylapatitkeramik der Schicht hat jedoch nicht notwendigerweise innerhalb der gesamten Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht einen gleichförmigen Teilchendurchmesser, sondern kann stellenweise agglomerieren, so daß die Hydroxylapatitkeramik in der Schicht ungleichförmig verteilt ist. Der Ausdruck "Glas-Hydroxylapatitkeramik(-Schicht)" wird in dieser Beschreibung im Sinne des in Anspruch 1 definierten Glas-Hydroxylapatit-Materials verwendet, d. h. daß biologisch aktive Gläser aus den durch diese Bezeichnung angesprochenen Verbundmaterialien ausgeschlossen sind. Wie in Fig. 3 (b) und (c) gezeigt ist, ist die Hydroxylapatitkeramik in der gesamten Schicht der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht einschließlich des Oberflächenbereiches und des Inneren der Schicht vorhanden. Es wird bevorzugt, daß die Hydroxylapatitkeramik im Oberflächenbereich der Schicht konzentriert ist. Wie in Fig. 3 (b) und(c) sowie in Fig. 4 (b) gezeigt ist, hat außerdem die Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht eine außerordentliche Vielzahl von Poren und eine große Vielzahl von Rissen. In Fig. 5 ist das Vorhandensein einer großen Vielzahl von Poren mit einer Größe von mehreren um bestätigt. Die Porengröße liegt in dem Bereich, der auf diesem Fachgebiet als geeignet für die Verbindung mit einem Knochengewebe bekannt ist, d. h. im Bereich von einigen um bis etwa 500 um. Es wird bevorzugt, daß der Oberflächenbereich der Glas- Hydroxylapatit-Schicht eine unebene bzw. aufgerauhte Textur hat, in der zahlreiche Risse einer Breite in der Größenordnung von um und zahlreiche Poren einer Größe von mehreren
um zwischen Teilchen vorhanden sind, wie in den Fig. 5 (b), (c) und (d) gezeigt ist. Der Grund ist der, daß eine solche Textur bzw. ein solches Gefüge geeignet zum Verbinden des Verbundmaterials mit einem Knochen ist.
Die Hydroxylapatitkeramik wird durch die kontinuierliche Glasphase festgehalten. Dies verhindert ein Herauslösen der Hydroxylapatitkeramik in dem lebenden Körper und ermöglicht, daß das erfindungsgemäße biokompatible Verbundmaterial die gewünschte biologische Aktivität über eine lange Dauer ausübt.
Erfindungsgemäß kann die Glas-Hydroxylapatitkeramik- Schicht zahlreiche Unterschichten umfassen, die jeweils aus einer kontinuierlichen Glasphase mit einer darin dispergierten Hydroxylapatitkeramik bestehen. Die Unterschichten haben unterschiedliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalte, die von der innersten Unterschicht in Richtung zu der äußersten Unterschicht ansteigen. Gemäß einer Alternative kann die Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht mindestens drei Unterschichten umfassen, die jeweils eine kontinuierliche Glasphase mit einer darin dispergierten Hydroxylapatitkeramik aufweisen, wobei die Unterschichten mindestens eine Kombination aus mindestens zwei aneinander angrenzenden Unterschichten einschließen, in denen die Hydroxylapatitkeramik-Gehalte miteinander identisch sind und wobei unterschiedliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalte zwischen mindestens zwei aneinander angrenzenden Unterschichten vorliegen, wobei die Hydroxylapatit-keramik-Gehalte der Unterschichten, welche die gesamte Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht aufbauen, ausgehend von der innersten Unterschicht in Richtung zu der äußersten Unterschicht über mindestens eine Unterschicht, deren Hydroxylapatitkeramik-Gehalt identisch mit dem einer unmittelbar vorhergehenden Unterschicht ist, ansteigen. Der Oberflächenbereich der äußersten Unterschicht der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht befindet sich in einem aufgerauhten Zustand, weist Poren auf und enthält die Hydroxylapatitkeramik freigelegt.
Außerdem kann gemäß der Erfindung das erfindungsgemäße Verbundmaterial eine Zwischenschicht zwischen dem Substrat und der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht enthalten, wobei diese Zwischenschicht Glas enthält und an jede der einander gegenüberliegenden Oberflächen des Substrats und der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht gebunden ist. Das Vorhandensein der Zwischenschicht wird im Hinblick auf die Haftung zwischen dem Substrat und der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht und auch deshalb bevorzugt, weil dadurch ermöglicht wird, den Gehalt an Hydroxylapatitkeramik in der Schicht zu erhöhen, wie später erläutert werden soll.
Die Art des zur Ausbildung des erfindungsgemäß eingesetzten Substrats verwendeten Materials ist nicht speziell beschränkt, solange dieses Material eine ausreichende mechanische Festigkeit und chemische Beständigkeit hat und nicht nur nicht-toxisch gegenüber dem lebenden Körper ist, sondern auch beständig bei Temperaturen ist, bei denen das später beschriebene Brennen des Substrats mit der aufgetragenen Glas-Hydroxylapatitkeramik-Mischung vorgenommen wird. Zu repräsentativen Beispielen für solche Materialien gehören verschiedene Metalle und verschiedene Arten von Keramik. Beispiele für Metalle, die vorzugsweise für die Zwecke der Erfindung verwendet werden können, umfassen Titan, Titanlegierungen, wie Ti-6Al-4V, Ti-6Al-4V + 20 Vol.-% Mo, Ti-6Al-4V + 40 Vol.-% Mo; Ni-Cr-Legierungen; co-cr-Legierungen und rostfreien Stahl. Unter diesen werden Titan und Titanlegierungen bevorzugt, weil sie ausgezeichnete Korrosionsbeständigkeit in vivo besitzen und gute Kompatibilität mit dem lebenden Körper haben. Ti-Al-Legierungen werden am stärksten bevorzugt, weil diese Legierungen hohe mechanische Festigkeit besitzen und leicht und mit hoher Präzision und hoher Genauigkeit zu einem Substrat mit komplizierter Gestalt verarbeitet werden können. Zu repräsentativen Beispielen für geeignete Keramiken gehören bearbeitbare Keramiken, wie Glimmer-Glas-Keramik (KMg&sub3;AlSi&sub3;O&sub1;&sub0;F&sub2;), Keramiken mit verbesserter mechanischer Festigkeit, wie partiell stabilisiertes Zirkoniumoxid (psZrO&sub2;) und dergleichen.
Das Metallsubstrat kann auf der Oberfläche eine Oxidschicht aufweisen. Eine solche Schicht erleichtert die Verbindung zwischen der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht und dem Metallsubstrat. Außerdem kann Vorzugwelse die Oberfläche des Metallsubstrats aufgerauht sein.
Wenn die Oberfläche aufgerauht ist, kann die durchschnittliche Rauhigkeit dieser vorzugsweise 1 bis 7 um, stärker bevorzugt 1 bis 3,4 nm betragen. Bezüglich der durchschnittlichen Rauhigkeit wird auf den japanischen Industriestandard BO601 (1983), Seiten 9 bis 15 auf J. Okoshi "Surface Roughness Testing Method", Seite 22, herausgegeben von Corona Publishing Co., Japan, 1959 hingewiesen.
Erfindungsgemäß ist es erforderlich, daß die Hydroxylapatitkeramik ein Molverhältnis Calcium/Phosphor von 1,50 bis 1,75 hat. Es ist weiterhin bevorzugt, daß die Hydroxylapatitkeramik eine große Menge an HAP enthält, das durch die Formel Ca&sub1;&sub0;(PO&sub4;)&sub6;(OH)&sub2; dargestellt wird und ein Calcium/Phosphor- Molverhältnis von 1,67 hat. Die Hydroxylapatitkeramik kann Calciumphosphate, wie Ca&sub3;(PO&sub4;)&sub2;, Ca&sub3;(PO&sub3;)&sub2; oder dergleichen enthalten. Am meisten bevorzugt ist, daß die Hydroxylapatitkeramik ausschließlich aus HAP besteht. HAP ist die Hauptkomponente der Knochen von Lebewesen.
Die Art des für die Zwecke der Erfindung zu verwendenden Glases ist nicht beschränkt, mit der Maßgabe, daß biologisch aktives Glas ausgeschlossen ist. Nachfolgend wird das für die Zwecke der Erfindung verwendete Glas häufig mit "Glas" bezeichnet, mit der Bedeutung eines wie in Anspruch 1 definierten Glases. Zu Beispielen für Glas, das in geeigneter Weise zur Ausbildung der vorstehend beschriebenen Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht und der Glasschicht verwendet werden kann, gehören Borsilikatglas und Aluminosilikatglas. Unter Borsilikatgläsern ist Aluminiumoxid-Borsilikatglas am stärksten bevorzugt. Das erfindungsgemäß zu verwendende Aluminiumoxid- Borsilikatglas enthält vorzugsweise 75 bis 85 Gew.-% eines Gemisches aus SiO&sub2;, B&sub2;O&sub3; und Al&sub2;O&sub3;, bezogen auf das Gewicht des Glases, und 14 bis 20 Gew.-% mindestens eines Metalloxids, vorzugsweise mindestens zwei verschiedene Metalloxide, wobei das Metall des Metalloxids oder das Metall jedes der verschiedenen Metalloxide unter Mitgliedern der aus Alkalimetalloxiden, wie Na&sub2;O, K&sub2;O und Li&sub2;O und Erdalkalimetalloxiden, wie CaO, bestehenden Gruppe ausgewählt ist. Die andere Komponente des Aluminiumoxid-Borsilikatglases kann mindestens eine Komponente sein, die aus der aus Oxiden, wie ZrO&sub2; und TiO&sub2; und Erdalkalimetallverbindungen, wie CaF&sub2; und Ca&sub3;(PO&sub4;)&sub2; bestehenden Gruppe ausgewählt ist. In diesem Zusammenhang ist TiO&sub2; geeignet, um die Färbung des Glases zu regeln, so daß das Glas beispielsweise opak oder weiß wird, was für Anwendungen auf dem Dentalgebiet und dergleichen wünschenswert ist. Die Zugabe von ZrO&sub2; und Ca&sub3;(PO&sub4;)&sub2; ist vorteilhaft im Hinblick auf eine Erhöhung der mechanischen Festigkeit des endgültigen Glases. Das erfindungsgemäß zu verwendende Aluminosilikatglas enthält vorzugsweise 60 bis 75 Gew.-% eines Gemisches aus SiO&sub2; und Al&sub2;O&sub3;, bezogen auf das Gewicht des Glases, und 14 bis 20 Gew.-% mindestens eines Metalloxids, wobei das Metall des Metalloxids aus der aus Alkalimetalloxiden, wie Na&sub2;O, K&sub2;O und Li&sub2;O und Erdalkalimetalloxiden, wie CaO bestehenden Gruppe ausgewählt ist. Die andere Komponente des Aluminosilikatglases kann unter den Verbindungen ausgewählt sein, die vorstehend im Hinblick auf die andere Komponente des Aluminiumoxid- Borsilikatglases genannt sind.
Wenn der Gehalt an Alkalimetallkomponente und/oder Erdalkalimetallkomponente in dem Glas den genannten Bereich, d. h. 14 bis 20 Gew.-% überschreitet, wird der lineare thermische Ausdehnungskoeffizient des Glases im Vergleich mit dem des Substrats zu hoch. Dies ist unerwünscht, weil die Spannung aufgrund der Temperaturänderung des Verbundmaterials zum Zeitpunkt des Brennens, wie später erwähnt wird, extrem hoch wird. In diesem Zusammenhang wird erfindungsgemäß bevorzugt, daß der lineare thermische Ausdehnungskoeffizient des Glases im Bereich von 90 bis 95% des entsprechenden Wertes des Substrats ist, wobei die Tatsache berücksichtigt wird, daß Glas widerstandsfähig gegen Druckspannung und schwach gegenüber Zugspannung ist. Außerdem verursacht eine übermäßig große Zugabe an Alkalimetallkomponente und/oder Erdalkalimetallkomponente das Problem, daß die Alkalikomponente in Körperflüssigkeiten gelöst wird, wodurch eine Reizung der Gewebe und Zellen verursacht wird, wenn das Verbundmaterial tatsächlich in den menschlichen Körper implantiert wird. Die übermäßige Anwendung von Alkalimetallkomponente und/oder Erdalkalimetallkomponente führt zu der Tendenz, daß die Komponente mit HAP reagiert und diesen zersetzt.
Wenn andererseits der Gehalt an Alkalimetallkomponente und/oder Erdalkalimetallkomponente in dem Glas zu niedrig ist, d. h. weniger als 14 Gew.-% beträgt, wird die Schmelztemperatur des Glases zu hoch und es wird erforderlich, die Bildung der Glas-Hydroxylapatitschicht oder der Glasschicht auf dem Substrat bei einer so hohen Temperatur durchzuführen, daß die mechanische Festigkeit des Substrats merklich vermindert wird, daß die Seite des Substrats, die von der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht entfernt liegt, unter Bildung von Titandioxid oxidiert wird, wodurch verursacht wird, daß das Substrat sehr spröde wird, und daß eine Reaktion zwischen der Glaskomponente und der Hydroxylapatitkeramik auftritt.
Beispiele von Glaszusammensetzungen sind in Tabelle 1 gezeigt, wobei Ziffern 1 bis 4 Beispiele für geeignete Glaszusammensetzungen zur Verwendung für die Zwecke der Erfindung sind und Ziffern 5 bis 8 Beispiele für Glaszusammensetzungen sind, die unerwünscht im Hinblick auf die notwendige Haftfestigkeit gegenüber dem Substrat sind; TABELLE 1 Probe Nr. insgesamt
Wenn für das erfindungsgemäße Verbundmaterial ein Metallsubstrat als Substrat verwendet wird, wird bevorzugt, daß das Glas der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht und der Zwischenschicht einen linearen thermischen Ausdehnungskoeffizienten hat, der 80 bis 95%, vorzugsweise 90 bis 95% des entsprechenden Wertes des Metallsubstrats entspricht, im Hinblick auf die gewünschte Haftfestigkeit zwischen der Schicht und dem Substrat.
Der lineare thermische Ausdehnungskoeffizient der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht wird nicht nur durch eine Erhöhung des Koeffizienten der Glaskomponente selbst, sondern auch durch eine Erhöhung des Hydroxylapatitkeramik-Gehalts erhöht. Daher kann der lineare thermische Ausdehnungskoeffizient der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht auch durch Regeln des Gehalts an Hydroxylapatitkeramik kontrolliert werden. Wenn als Substrat ein Metallsubstrat verwendet wird, ist vorzugsweise der lineare thermische Ausdehnungskoeffizient der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht 90 bis 100% des entsprechenden Werts des Metallsubstrats.
Wenn zwischen der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht und dem Substrat eine Zwischenschicht aus Glas ausgebildet wird und wenn als Substrat ein Metallsubstrat verwendet wird, beträgt vorzugsweise der lineare thermische Ausdehnungskoeffizient der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht 90 bis 150% des des Substrats.
Wenn ein Keramiksubstrat als Substrat verwendet wird, können die vorstehend erwähnten Zusammenhänge zwischen dem linearen thermischen Ausdehnungskoeffizienten des Substrats und der aufzutragenen Materialien vernachlässigt werden, weil die Keramik nicht nur gute Affinität zu diesen Materialien hat, sondern auch bei der Brenntemperatur reaktiv gegenüber diesen Materialien ist, so daß zwischen ihnen eine starke Bindung ausgebildet wird.
Wenn erfindungsgemäß die Glas-Hydroxylapatitkeramik- Schicht direkt auf dem Substrat ausgebildet wird, liegt der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt vorzugsweise im Bereich von 15 bis 50%, insbesondere 35 bis 50 Gew.-%. Im Fall eines biokompatiblen Verbundmaterials, welches ein Substrat mit direkt auf diesem vorgesehenen zahlreichen Glas-Hydroxylapatitkeramik-Unterschichten umfaßt, liegt der durchschnittliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalt vorzugsweise im Bereich von 15 bis 50 Gew.-%. Wenn andererseits eine Zwischenschicht aus Glas zwischen der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht und dem Substrat ausgebildet wird, beträgt der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht vorzugsweise 15 bis 70 Gew.-%, stärker bevorzugt 35 bis 70 Gew.-%. Ein Hydroxylapatitkeramik-Gehalt unterhalb des vorstehend erwähnten Bereiches ist unerwünscht, weil sonst die Biokompatibilität mit Knochengeweben beeinträchtigt wird. Der Grund dafür, daß der obere Grenzwert des Hydroxylapatitkeramik-Gehalts 50 Gew.-% beträgt, wenn keine Zwischenschicht aus Glas verwendet wird, liegt darin, daß dann, wenn der Gehalt 50 Gew.-% überschreitet, die Haftung an dem Substrat schlecht ist. Wenn eine Zwischenschicht aus Glas verwendet wird, wird die Haftung gegenüber dem Substrat verbessert und die Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht und die Glasschicht haften fest aneinander. Selbst in diesem Fall beträgt der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt der Glas-Hydroxylapatit- Schicht vorzugsweise nicht mehr als 70 Gew.-%. Wenn er diesen Bereich überschreitet, tritt leicht das Problem auf, daß Hydroxylapatitkeramik sich ablöst und HAP aufgelöst wird. Im Fall eines biokompatiblen Verbundmaterials, welches ein Substrat aufweist, auf dem über eine Zwischenschicht aus Glas mehrere Glas-Hydroxylapatitkeramik-Unterschichten vorgesehen sind, liegt der durchschnittliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalt vorzugsweise im Bereich von 15 bis 70 Gew.-%.
Das erfindungsgemäße biokompatible Verbundmaterial kann vorteilhaft mit Hilfe der nachstehend beschriebenen Methoden hergestellt werden.
Erfindungsgemäß wird somit ein Verfahren zur Herstellung eines biokompatiblen Verbundmaterials zur Verfügung gestellt, das folgende Schritte umfaßt
(1) Aufbringen eines Gemisches aus einem pulverisierten Glas und einer Hydroxylapatitkeramik auf die Oberfläche eines unter Metallsubstraten und keramischen Substraten ausgewählten Substrats oder auf die Oberfläche einer Glas enthaltenden Zwischenschicht, die auf dem Substrat angeordnet ist, wobei ein mit dem Gemisch beschichtetes Substrat gebildet ist, auf dem das Gemisch direkt oder über diese Schicht aus Glas angeordnet ist, wobei die Hydroxylapatitkeramik ein Molverhältnis von Calcium/Phosphor von 1,50 bis 1,75 hat und die Hydroxylapatitkeramik hauptsächlich aus Hydroxylapatit besteht, wobei biologisch aktives Glas als Komponente der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht ausgeschlossen ist,
(2) Brennen des mit dem Gemisch beschichteten Substrats unter Erhalt eines Vorprodukts, welches das Substrat, auf dem eine Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht direkt oder über diese Glasschicht angeordnet ist, umfaßt, worin die Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht eine kontinuierliche Glasphase aufweist, in welcher die Hydroxylapatitkeramik dispergiert ist, und
(3) Behandeln des Vorprodukts mittels eines Ätzvorgangs mit einer Säure, wobei das Glas im Oberflächenbereich der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht, die entfernt von dem Substrat liegt, gelöst wird und dadurch ein Aufrauhen des Oberflächenbereiches bewirkt wird, so daß der Oberflächenbereich Hohlräume hat und die Hydroxylapatitkeramik freiliegt.
Bei dem vorstehenden Verfahren kann die Reihenfolge des Auftragens des Gemisches in Schritt (1) und des Brennens in Schritt (2) vor dem Schritt (3) wiederholt werden, wobei der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt des Gemisches bei jeder Wiederholung dieser Folge erhöht wird, wobei die Unterschichten unterschiedliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalte haben, die von der innersten Unterschicht in Richtung zu der äußersten Unterschicht ansteigen.
Gemäß einer Alternative kann die Folge des Auftragens des Gemisches in Schritt (1) und des Brennens in Schritt (2) mindestens zweimal vor dem Schritt (3) wiederholt werden, wobei der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt des Gemisches bei mindestens einer Wiederholung der Folge des Auftragens des Gemisches in Schritt (1) und des Brennens in Schritt (2) unverändert ist, während der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt des Gemisches bei mindestens einer Wiederholung der Folge aus Auftragen des Gemisches in Schritt (1) und Brennen in Schritt (2) erhöht wird. Auf den folgenden Seiten, auf denen diese Methode ausführlicher erläutert wird, wird "die Folge des Auftragens des Gemisches in Schritt (1) und des Brennens in Schritt (2)" als "Folge von Schritt (1) und (2)" bezeichnet. Die Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht des so gebildeten Vorprodukts enthält mindestens drei Unterschichten, die jeweils eine kontinuierliche Glasphase mit darin dispergierter Hydroxylapatitkeramik umfassen, wobei die Unterschichten mindestens eine Kombination aus mindestens zwei aneinander angrenzenden Unterschichten umfassen, deren Hydroxylapatitkeramik-Gehalte identisch miteinander sind und wobei zwischen mindestens zwei aneinander angrenzenden Unterschichten verschiedene Hydroxylapatitkeramik-Gehalte vorhanden sind, wobei die Hydroxylapatitkeramik-Gehalte der die gesamte Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht bildenden Unterschichten ausgehend von der innersten Unterschicht in Richtung zu der äußersten Unterschicht über mindestens eine Unterschicht, in der der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt identisch mit dem einer unmittelbar vorhergehenden Unterschicht ist, ansteigt. Auf diese Weise wird wirksam eine Glas-HAP-Keramik-Schicht mit gleichförmiger Verteilung von HAP-Keramik in dem Glas ausgebildet. Diese Verfahren sind deshalb vorteilhaft, weil der HAP-Gehalt der äußersten Unterschicht erhöht werden kann, beispielsweise bis auf 95%. Im Hinblick auf die Biokompatibilität mit Knochengeweben ist dies vorteilhaft. In diesem Zusammenhang ist zu bemerken, daß der HAP-Gehalt der untersten Unterschicht so niedrig wie beispielsweise 15 Gew.-% sein kann. Der durchschnittliche HAP-Gehalt der gesamten Glas-HAP-Keramik-Schicht beträgt 15 bis 50%.
Auch bei der vorhergehenden Methode kann ein pulverförmiges Glas auf die Oberfläche des Substrats aufgetragen werden und der resultierende Gegenstand gebrannt werden, wobei ein halb-beschichtetes Substrat mit einer auf diesem aufgebrachten Glasschicht vor Schritt (1) gebildet wird, wobei ein Verbundmaterial erhalten wird, in welchem eine einzige Glas-HAP-Keramik-Schicht oder mehrere Glas-HAP- Keramik-Unterschichten über eine Glas-Zwischenschicht auf dem Substrat ausgebildet werden. So kann insbesondere ein biokompatibles Verbundmaterial mit einer einzigen Glas-HAP- Keramik-Schicht und mit einer Zwischenschicht mit Hilfe eines Verfahrens hergestellt werden, das folgende Schritte umfaßt
(1) Auftragen eines pulverförmigen Glases auf die Oberfläche eines Substrats, um das Substrat mit dem pulverförmigen Glas zu beschichten,
(2) Brennen des mit dem pulverförmigen Glas beschichteten Substrats unter Bildungs eines Glas-beschichteten Substrats,
(3) Auftragen eines Gemisches aus einem pulverförmigen Glas mit einer Hydroxylapatitkeramik auf die Oberfläche des Glas-beschichteten Substrats unter Bildung eines Glasbeschichteten Substrats, auf welchem das Gemisch abgelagert ist, wobei die Hydroxylapatitkeramik ein Molverhältnis von Calcium/Phosphor von 1,50 bis 1,75 hat und wobei die Hydroxylapatitkeramik hauptsächlich aus Hydroxylapatit besteht,
(4) Brennen des Glas-beschichteten Substrats, auf dem das Gemisch abgelagert ist, wobei ein Vorprodukt erhalten wird, welches ein Substrat mit einer darauf angeordneten Glasschicht, auf der wiederum eine Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht aufgetragen ist, wobei diese Schicht eine kontinuierliche Glasphase mit darin dispergierter Hydroxylapatitkeramik umfaßt, darstellt, und
(5) Unterwerfen dieses Vorprodukts einem Ätzvorgang mit einer Säure, um das Glas im Oberflächenbereich der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht, die entfernt von der Seite des Substrats liegt, zu lösen, wodurch ein Aufrauhen dieses Oberflächenbereiches bewirkt wird, so daß die Oberfläche Hohlräume aufweist und die Hydroxylapatitkeramik der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht freigelegt ist.
Außerdem kann ein biokompatibles Verbundmaterial, das mehrere Glas-HAP-Keramik-Unterschichten aufweist, dadurch hergestellt werden, daß die Schritte (1) und (2) des vorstehenden Verfahrens durchgeführt werden und die Sequenz der Schritte (3) und (4) vor Schritt (5) wiederholt wird, wobei der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt des Gemisches bei jeder Wiederholung dieser Sequenz erhöht wird, so daß ein Vorprodukt gebildet wird, welches eine Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht aufweist, die mehrere Unterschichten enthält, deren jede eine kontinuierliche Glasphase mit darin dispergierter Hydroxylapatitkeramik aufweist, wobei diese Unterschichten unterschiedliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalte haben und wobei diese Gehalte von der innersten Unterschicht in Richtung zu der äußersten Unterschicht erhöht sind. Gemäß einer Alternative kann nach der Durchführung der Schritte (1) und (2) des vorstehenden Verfahrens die Sequenz der Schritte (3) und (4) mindestens zweimal vor Schritt (5) wiederholt werden, wobei der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt des Gemisches bei mindestens einer Wiederholung der Sequenz der Schritte (3) und (4) unverändert bleibt, während der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt des Gemisches bei mindestens einer Wiederholung der Sequenz der Schritte (3) und (4) erhöht wird, so daß die Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht des gebildeten Vorprodukts mindestens drei Unterschichten umfaßt, deren jede eine kontinuierliche Glasphase mit darin dispergierter Hydroxylapatitkeramik umfaßt, wobei die Unterschichten mindestens eine Kombination aus mindestens zwei aneinander angrenzenden Unterschichten einschließt, deren Hydroxylapatitkeramik-Gehalte miteinander identisch sind und wobei mindestens zwei aneinander angrenzende Unterschichten vorhanden sind, die unterschiedliche Hydroxylapatitkeramik- Gehalte haben. Dabei steigen die Hydroxylapatitkeramik- Gehalte der die gesamte Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht bildenden Unterschichten von der innersten Unterschicht in Richtung zu der äußersten Unterschicht über mindestens eine Unterschicht an, in der der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt identisch mit dem einer unmittelbar vorhergehenden Unterschicht ist. Diese Methode ist wirksam zur Ausbildung einer Glas-HAP-Keramik-Unterschicht mit gleichförmiger Dispersion der HAP-Keramik in dem Glas.
Gemäß einer Alternative kann das biokompatible Verbundmaterial mit einer Glas-Zwischenschicht mit Hilfe einer Methode hergestellt werden werden, die folgende Schritte umfaßt
(1) Auftragen eines Gemisches aus pulverförmigem Glas mit einer Hydroxylapatitkeramik auf die Oberfläche der Glasschicht eines Glas-beschichteten Substrats, welches ein Substrat mit einer auf diesem vorgesehenen Glasschicht darstellt, auf der dem Substrat entfernten Seite, so daß ein beschichtetes Substrat gebildet wird, auf dem das aufgetragene Gemisch vorgesehen ist, wobei die Hydroxylapatitkeramik ein Molverhältnis Calcium/Phosphor von 1,50 bis 1,75 hat und wobei die Hydroxylapatitkeramik hauptsächlich aus Hydoxylapatit besteht,
(2) Brennen des mit dem Gemisch versehenen Glasbeschichteten Substrats unter Bildung eines Vorprodukts, das ein Substrat darstellt, auf dem eine Glasschicht vorgesehen ist, auf welcher wiederum eine Glas-Hydroxylapatitkeramik- Schicht aufgebracht ist, wobei diese Keramikschicht eine kontinuierliche Glasphase mit in dieser dispergierter Hydroxylapatitkeramik umfaßt, und
(3) Unterwerfen des Vorprodukts einem Ätzvorgang mit einer Säure, um das Glas im Oberflächenbereich der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht, die sich entfernt von dem Substrat befindet, aufzulösen, wodurch ein Aufrauhen dieses Oberflächenbereiches bewirkt wird, so daß der Oberflächenbereich Hohlräume aufweist und die Hydroxylapatitkeramik der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht freigelegt wird.
Bei der vorstehend beschriebenen Methode kann die Folge der Schritte (1) und (2) vor Schritt (3) wiederholt werden, wobei der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt des Gemisches bei jeder Wiederholung dieser Folge erhöht wird, wobei ein Vorprodukt mit einer Glas-Hydroxylapatit-Keramikschicht erhalten wird, die mehrere Unterschichten umfaßt, deren jede eine kontinuierliche Glasphase mit darin dispergierter Hydroxylapatitkeramik umfaßt, wobei die Unterschichten unterschiedliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalte aufweisen und diese Gehalte von der innersten Unterschicht in Richtung zu der äußersten Unterschicht ansteigen.
Alternativ kann die Folge der Schritte (1) und (2) der vorstehenden Methode mindestens zweimal vor Schritt (3) wiederholt werden, wobei bei mindestens einer Wiederholung der Folge der Schritte (1) und (2) der Hydroxylapatitkeramik-- Gehalt des Gemisches unverändert bleibt, während bei mindestens einer Wiederholung der Folge der Schritte (1) und (2) der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt des Gemisches erhöht wird. Die Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht des so gebildeten Vorprodukts umfaßt mindestens drei Unterschichten, die jeweils eine kontinuierliche Glasphase mit darin dispergierter Hydroxylapatitkeramik umfassen, wobei die Unterschichten mindestens eine Kombination aus mindestens zwei aneinander angrenzenden Unterschichten mit identischen Hydroxylapatitkeramik-Gehalten umfassen und unterschiedliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalte zwischen mindestens zwei aneinander angrenzenden Unterschichten aufweisen, und wobei die Hydroxylapatitkeramik-Gehalte der die gesamte Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht aufbauenden Unterschichten von der innersten Unterschicht in Richtung zu der äußersten Unterschicht über mindestens eine Unterschicht ansteigen, deren Hydroxylapatitkeramik-Gehalt identisch mit dem einer unmittelbar vorhergehenden Unterschicht ist. Diese Methode ist wirksam zur Ausbildung einer Glas-HAP-Keramik-Unterschicht mit gleichförmiger Dispersion der HAP-Keramik in dem Glas.
Es wird bevorzugt, das Substrat einem Strahlverfahren zu unterwerfen. Vor dem Strahlen kann vorzugsweise ein Entfetten und Beizen vorgenommen werden. Das Strahlverfahren wird so durchgeführt, daß die durchschnittliche Rauhigkeit 1 bis 7 um, vorzugsweise 1 bis 3,4 um erreicht. Wenn ein Metallsubstrat als Substrat eingesetzt wird, kann gegebenenfalls nach dem Strahlen mit Hilfe einer Wärmebehandlung bei 900 bis 950ºC unter Vakuum auf der Oberfläche eines Substrats eine Oxidationsschicht ausgebildet werden.
Die Ausbildung der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht auf dem Substrat kann in folgender Weise durchgeführt werden.
Hydroxylapatit mit einem Molverhältnis Calcium/Phosphor von 1,50 bis 1,75, wobei die Hydroxylapatitkeramik hauptsächlich aus Hydroxylapatit besteht, ist im Handel erhältlich und kann mit Hilfe bekannter Methoden hergestellt werden. Bezüglich der Herstellung der Hydroxylapatitkeramik wird beispielsweise auf T. Fujiu und Ogino, Journal of Biomedical Materials Research, Vol. 18, 845-859 (1984) hingewiesen. So kann beispielsweise die HAP-Keramik mit Hilfe eines üblichen Naßverfahrens hergestellt werden. Wenn das Naßverfahren angewendet wird, wird die erhaltene HAP-Keramik nach dem Trocknen vorzugsweise einem Vorerhitzen auf 800ºC und danach einem Erhitzen auf 1200ºC unterworfen, wonach sie gemahlen wird, um die Teilchengröße einzustellen.
Für das Verfahren zur Herstellung des Glases wird beispielsweise auf S. Sakka et al. "Glass Handbook", Verlag Asakura Shoten K.K., Tokyo, Japan, 1975 hingewiesen. Das Glas wird ebenfalls einem Mahlvorgang unterworfen.
Die HAP-Teilchen werden mit dem pulverförmigen Glas gut gemischt, wonach eine Flüssigkeit, beispielsweise Wasser zugegeben wird (Gewichtsverhältnis z. B. HAP und pulverförmiges Glas/Wasser = 3 : 1 bis 1 : 5). Das erhaltene Gemisch wird dann auf die Oberfläche des Substrats aufgetragen, wonach getrocknet und gebrannt wird. Die Brenntemperatur liegt vorzugsweise im Bereich von 850 bis 1150ºC. Wenn die Brenntemperatur weniger als 850ºC beträgt, werden sowohl die mechanische Festigkeit der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht als auch die Haftung dieser Schicht gegenüber dem Substrat verschlechtert. Wenn die Brenntemperatur mehr als 1150ºC beträgt, unterliegt das Substrat (speziell Titan oder eine Titanlegierung) einer Verminderung der mechanischen Festigkeit und HAP zeigt die Tendenz zur Zersetzung durch eine Reaktion mit der Glaskomponente.
Die Oberfläche der so gebildeten Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht kann einem Ätzvorgang mit einer Säure unterworfen werden. Der Ätzvorgang kann vorzugsweise unter Verwendung einer Lösung von HF und HNO&sub3; vorgenommen werden. Der Ätzvorgang kann auch vorzugsweise mit Hilfe eines Verfahrens durchgeführt werden, bei dem die zu ätzende Oberfläche während einer vorbestimmten Dauer einer Atmosphäre aus HF enthaltenden Säuredämpfen ausgesetzt wird, bis eine gleichmäßig geätzte Oberfläche erhalten ist.
Bei der Methode zur Herstellung eines Verbundmaterials, welches eine Glasschicht zwischen der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht und dem Substrat aufweist, kann im wesentlichen die gleiche Verfahrensweise, wie sie vorstehend beschrieben wurde, durchgeführt werden, mit der Ausnahme der Bildung der Glasschicht. Die Heiztemperatur zur Bildung der Glasschicht beträgt vorzugsweise 850 bis 1150ºC.
Durch den vorstehend erwähnten Ätzvorgang, der hauptsächlich auf das Glas einwirkt, wird der Oberflächenbereich der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht in einen aufgerauhten Zustand mit Hohlräumen und mit freigelegter Hydroxylapatitkeramik der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht übergeführt. Die Größe der Hohlräume beträgt vorzugsweise einige um bis einige zehn um
Mit Hilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens kann leicht und mit Hilfe einfacher Verfahrensschritte ein ausgezeichnetes biokompatibles Verbundmaterial erhalten werden. Das erfindungsgemäße Verfahren besitzt bemerkenswerte Vorteile im Hinblick auf einfache Durchführung und Produktionskosten verglichen mit den üblichen Methoden, wie der Plasma- Sprühmethode.
Erfindungsgemäß kann die Dicke der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht frei erhöht und eingestellt werden. In Abhängigkeit von der Anwendung kann die Dicke etwa 50 um bis etwa 300 um oder selbst 2 mm oder mehr betragen. Darüber hinaus ist die Dicke der Glas-Zwischenschicht nicht kritisch. Sie kann jedoch vorteilhaft im Bereich von etwa 20 bis 100 um liegen. Durch die Erhöhung der Dicke der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht werden folgende Vorteile erzielt.
Bei der Durchführung einer Implantation ist die vorbereitende Behandlung des menschlichen Knochens einfach, weil es nicht erforderlich ist, die Größe des Knochenhohlraums, in den das Implantat eingesetzt wird, streng zu regeln. Der Grund dafür ist, daß es mit Hilfe der vorliegenden Erfindung möglich ist, leicht ein Implantat mit jeder gewünschten Dicke auszubilden. Darüber hinaus ist die Gebrauchsdauer einer dicken Schicht länger, obwohl es bekannt ist, daß jedes Implantat aufgrund der biochemischen Reaktionen im menschlichen Körper langsam und kontinuierlich abgetragen wird. Darüber hinaus kann erfindungsgemäß der Oberflächenzustand des Implantats frei geregelt werden, indem die Teilchengröße von HAP oder die Ätzdauer etc. verändert wird, so daß es für eine beliebige Stelle des menschlichen Körpers als Implantat geeignet ist. In vielen Fällen eignen sich dickere Schichten für eine komplizierte Verarbeitung.
Das erfindungsgemäße Verbundmaterial ist aufgrund der Verwendung eines Substrats mit ausgezeichneter mechanischer Festigkeit und chemischer Beständigkeit in dem Verbundmaterial fest und widerstandsfähig. Die Verwendung des Substrats erhöht die mechanische Festigkeit des Verbundmaterials als Ganzes. Außerdem kann das erfindungsgemäße Verbundmaterial leicht in vivo mit dem Knochen verbunden werden, weil eine große Vielzahl von Hohlräumen im Oberflächenbereich des Verbundmaterials vorhanden sind, welche das Einwachsen von Knochengewebe in den Oberflächenbereich des Verbundmaterials erleichtern und weil die Hydroxylapatitkeramik, die hauptsächlich aus HAP besteht, der biologische Aktivität zeigt, freigelegt ist. Darüber hinaus kann das erfindungsgemäße Verbundmaterial die gewünschte biologische Aktivität während langer Dauer beibehalten, weil die Hydroxylapatitkeramik, welche die gewünschte biologische Aktivität zeigt, in der kontinuierlichen Glasphase festgehalten wird und weil daher ihr Herauslösen in den Körper verhindert wird. Gemäß der Erfindung kann außerdem eine aus Glas bestehende Zwischenschicht zwischen dem Substrat und der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht vorgesehen werden. Das Vorsehen der Zwischenschicht wird bevorzugt, weil dadurch die Haftfestigkeit zwischen dem Substrat und der Glas-Hydroxylapatit-Schicht erhöht wird und weil dies ermöglicht, den Gehalt an Hydroxylapatitkeramik der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht in weitem Umfang zu variieren, wodurch ein biokompatibles Verbundmaterial mit einer breiten Vielfalt von Anwendungsmöglichkeiten erhalten wird.
Die Erfindung wird nachstehend ausführlich unter Bezugnahme auf die folgenden Beispiele beschrieben, die jedoch nicht als Begrenzung für den Umfang der Erfindung angesehen werden sollen.

Beispiel 1

Ein Aluminiumoxid-Borsilikatglas der gleichen Zusammensetzung wie die in der vorstehenden Tabelle 1 beschriebene Probe Nr. 1 wurde in einem Elektroofen während einer Stunde bis auf 800ºC erhitzt und dann während einer Stunde bei 800ºC gehalten. Außerdem wurde das Glas in dem Elektroofen während 1,5 Stunden bis auf 1400ºC erhitzt und dann 1,5 Stunden bei 1400ºC gehalten, wonach es rasch in Wasser abgekühlt wurde und somit eine Glasfritte erhalten wurde. Die so erhaltene Glasfritte wurde dann getrocknet und mit Hilfe einer aus Aluminiumoxid bestehenden Tiegelmühle 36 Stunden lang pulverisiert, wonach unter Verwendung eines 200 Maschen-Siebs (Tyler) gesiebt wurde, und dabei pulverförmiges Glas mit einer Teilchengröße von 74 um oder weniger erhalten wurde.
Andererseits wurden 37 g eines handelsüblichen Ca(OH)&sub2; mit garantiertem Reagentiengrad in 600 ml Wasser gelöst, wobei eine wässerige Ca(OH)&sub2;-Lösung mit einem pH-Wert von 12 bis 13 erhalten wurde. Mit Hilfe des vorstehend erwähnten Naßverfahrens wurde dann HAP in folgender Weise hergestellt. 15%ige (Gewicht/Volumen) wässerige H&sub3;PO&sub4;-Lösung wurde tropfenweise zu der vorstehend erhaltenen wässerigen Ca(OH)&sub2;- Lösung zugefügt, während die Ca(OH)&sub2;-Lösung bei 40ºC gehalten und mit einem Magnetrührer gerührt wurde, wobei der pH-Wert des Systems bei mehr als 7,0 gehalten wurde. Dabei wurde ein Niederschlag gebildet. Der Niederschlag wurde ausreichend mit Wasser gewaschen und dann 16 Stunden lang bei 110ºC getrocknet. Der trockene Niederschlag wurde bei 800ºC und anschließend bei 1200ºC kalziniert, wobei HAP gebildet wurde. Durch Sieben mit Hilfe eines 200 Maschen-Tyler-Siebs wurde schließlich aus dem so erhaltenen HAP pulverförmiges HAP einer Teilchengröße von 74 um oder weniger erhalten.
Das pulverförmige HAP und das Glas, die wie vorstehend erhalten worden waren, wurden unter Bildung von vier verschiedenen HAP-Glasgemischen so vermischt, daß die Gewichtsverhältnisse von HAP zu Glas 10 : 90, 30 : 70, 50 50 und 70 : 30 betrugen. Andererseits wurden Substrate aus Titan mittel Trichlorethylen entfettet und dann mit HNO&sub3; oder einem Gemisch aus HF und HNO&sub3; im Volumenverhältnis 1 : 1 gewaschen und anschließend einer Strahlbehandlung mit Alundum unterworfen, wobei Titan (Ti)-Substrate mit einer durchschnittlichen Rauhigkeit von 2,3 bis 6,8 um hergestellt wurden. Andererseits wurden mit dem Strahlverfahren behandelte Ti-Substrate im wesentlichen in gleicher Weise wie vorher hergestellt und einer 10-minütigen Wärmebehandlung bei 950ºC im Vakuum unterworfen, um eine Oxidschicht auf den Oberflächen der Titan-Substrate auszubilden.
Dann wurden die vorstehend erhaltenen HAP-Glas-Gemische separat mit Hilfe einer Formpresse zu vier Arten von Tabletten mit einem Durchmesser von 1,5 cm und einer Dicke von 0,5 mm verpreßt. Die Tabletten wurden gesondert bei 950 bis 1050ºC gebrannt. Die Oberflächen der Tabletten wurden mit Hilfe einer Elektronenstrahl-Mikroanalysevorrichtung (EPMA) geprüft, wobei SE-Abbildungen erhalten wurden. Die SE- Abbildungen sind in Fig. 2 (a) bis (d) gezeigt. In Fig. 2 (a) bis (d) betragen die HAP-Gehalte der Tabletten (a) 10 Gew.-%, (b) 30 Gew.-%, (c) 50 Gew.-% und (d) 70 Gew.-%.
Andererseits wurde ein HAP-Glas-Gemisch mit einem Gehalt an 30 Gew.-% HAP in gleicher Weise wie vorher beschrieben hergestellt. Dann wurde eine Tablette aus dem Gemisch im wesentlichen in gleicher Weise wie vorstehend beschrieben hergestellt, mit der Abänderung, daß die Temperatur und die Zeit des Brennens 900ºC bzw. 5 Minuten betrugen. Die so erhaltene Tablette wurde 30 Minuten lang mit Hilfe einer 10%igen (Gewicht/Volumen) wässerigen HF-Lösung geätzt, wobei eine Glas-HAP-Keramik-Tablette erhalten wurde. Im Oberflächenbereich der Tablette waren gleichförmig dispergierte feine Kristalle von HAP und zahlreiche kontinuierliche Hohlräume und Risse. Fig 3 (a) zeigt eine SE-Abbildung des geätzten Oberflächenbereiches der Tablette aus Glas-HAP- Keramik. Fig. 3 (b) zeigt eine SE-Abbildung eines Querschnitts durch den geätzten Oberflächenbereich der Tablette. Wie aus Fig 3 (b) ersichtlich ist, ist HAP in hoher Konzentration im Oberflächenbereich vorhanden. Fig. 3 (c) zeigt eine SE-Abbildung eines anderen Querschnitts der Tablette und zeigt den inneren Bereich der Tablette. Wie aus Fig. 3 (c) ersichtlich ist, war HAP im inneren Bereich der Tablette in Form von Aggregaten mit unterschiedlichen Größen dispergiert.
Außerdem wurden im wesentlichen in gleicher Weise wie vorstehend erläutert, mit der Ausnahme, daß die Brenntemperatur und -dauer 900ºC bzw. 3 Minuten betrugen, zwei Glas-HAP- Keramik-Tabletten unter Verwendung eines Glas-HAP-Gemisches mit 30 Gew.-% HAP hergestellt. Dann wurden diese Tabletten mit Hilfe einer 10%igen (Gewicht/Volumen) wässerigen HF- Lösung und eines Gemisches (1 : 1 Vol.-Teile) aus 8%iger (Gewicht/Volumen) HF und 15%iger (Gewicht/Volumen) HNO&sub3; geätzt. Auf diese Weise wurden Glas-HAP-Keramik-Tabletten erhalten. In den geätzten Oberflächenbereichen der Tabletten waren gleichförmig dispergierte feine Kristalle von HAP und zahlreiche kontinuierliche Hohlräume und Risse. Fig. 4 (a) und (b) sind SE-Abbildungen der geätzten Oberflächenbereiche der Tabletten, die 3 Minuten lang mittels 10% (Gewicht/Volumen) HF bzw. 3 Minuten lang mit Hilfe eines Gemisches aus 1 : 1 Vol.-Teilen von 8% (Gewicht/Volumen) HF und 15% (Gewicht/ Volumen) HNO&sub3; geätzt worden sind. Wie aus Fig. 4 (a) und (b) ersichtlich ist, war in den geätzten Oberflächenbereichen der Tabletten HAP ungleichförmig dispergiert. Außerdem hatte der Oberflächenbereich eine extrem rauhe Struktur und es waren zahlreiche Mikrorisse einer Breite in der Größenordnung von um und Hohlräume mit einem Durchmesser von mehreren um gebildet. Eine solche Struktur ist vorteilhaft zum Verbinden mit Knochengewebe.
Außerdem wurde ein Gemisch aus pulverförmigem Glas mit Hydroxylapatit, dessen HAP-Gehalt 50 Gew.-% betrug, in gleicher Weise wie vorher beschrieben hergestellt. Das Gemisch wurde auf die Oberfläche des vorher erhaltenen Titansubstrats aufgetragen, wobei ein beschichtetes Substrat mit einer Dicke der Überzugsschicht von etwa 100 um gebildet wurde. Das beschichtete Substrat wurde bei einer Temperatur im Bereich von 850 bis 950ºC gebrannt, wobei ein Vorprodukt erhalten wurde, welches aus dem Titansubstrat mit einer auf diesem ausgebildeten Glas-HAP-Keramik bestand. Die Oberfläche des Vorprodukts wurde mit Hilfe eines Rasterelektronenmikroskops (SEM) beobachtet. Dann wurde das Vorprodukt unter Verwendung eines Gemisches aus 8% (Gewicht/Volumen) HF und 15% (Gewicht/Volumen) HNO&sub3; im Volumenverhältnis 1 : 1 10 Minuten lang geätzt, wobei ein erfindungsgemäßes Verbundmaterial erhalten wurde. Dabei wurde der Oberflächenbereich des Produkts 3, 5 bzw. 10 Minuten nach Beginn des Ätzens mit Hilfe eines SEM beobachtet.
Die SEM-Photographien der Oberflächenbereiche des nicht geätzten Vorprodukts und des geätzten Produkts sind in den Fig. 5 (a) bis (e) gezeigt. Fig. 5 (a) ist die SEM- Photographie des nicht geätzten Produkts. Fig. 5 (b) bis (d) sind die der Produkte, die während 3, 5 bzw. 10 Minuten geätzt worden sind. Fig. 5 (e) ist eine 2,5-fache Vergrößerung von Fig. 5 (d). In jeder der Fig. 5 (a) bis (e) entspricht die Länge der Skala 20 um.
Andererseits wurden im wesentlichen in gleicher Weise wie vorstehend beschrieben zwei Gemische aus pulverförmigem Glas mit HAP hergestellt, deren HAP-Gehalte 30 Gew.-% bzw. 50 Gew.-% betrugen. Die Gemische wurden gesondert bei 950ºC gebrannt. Außerdem wurde gesondert pulverförmiges Glas bei 950ºC gebrannt. Die gebrannten Proben wurden dann der Röntgenstrahlenbeugungsmessung und der Differential-Scanning- Kalorimetrie (DSC) unterworfen, um Röntgenstrahlenbeugungsmuster und DSC-Kurven der Proben zu erhalten. Durch Vergleich der Röntgenbeugungsmuster und DSC-Kurven der gebrannten Glas- HAP-Proben mit denen der gebrannten Glasproben wurde bestätigt, daß HAP nicht mit dem Glas reagierte.

Beispiel 2

Pulverförmiges Glas wurde in im wesentlichen gleicher Weise wie in Beispiel 1 beschrieben hergestellt. Dann wurde das pulverförmige Glas und ein Ti-Stab mit einem Durchmesser von 3,1 mm, einer Länge von 50 mm und einer durchschnittlichen Oberflächenrauhigkeit im Bereich von 0,2 bis 6,8 um so in eine Kohlenstoff-Form eingesetzt, daß eine Verbindung zwischen dem Glaspulver und dem Ti-Stab auf 10 mm · 10 mm erreicht wurde und das Sintern wurde 5 Minuten bei 900ºC an der Luft durchgeführt, so daß ein Glas-Titan-Verbundkörper gebildet wurde. Im wesentlichen die gleiche Verfahrensweise wie vorstehend erläutert wurde wiederholt, mit der Ausnahme, daß Titan-Stäbe mit unterschiedlichen Werten der durchschnittlichen Oberflächenrauhigkeit im Bereich von 0,2 bis 6,8 um verwendet wurden, um Glas-Titan-Verbundkörper herzustellen. Jeder der Glas-Titan-Verbundkörper wurde als Probe für die Messung der Herausziehfestigkeit verwendet. Fig. 6 (a) ist ein Diagramm eines Querschnitts einer Probe für die Messung der Herausziehfestigkeit. In Fig. 6 (a) bezeichnet die Ziffer 5 den Glasteil und Ziffer 6 den Ti- Stab. Die Herausziehfestigkeit der Probe wurde mit Hilfe einer Testmaschine Modell 1125 (hergestellt und vertrieben durch Instron Co., USA) in folgender Weise bestimmt. In Fig. 6 (b) bezeichnet Ziffer 7 ein Stützwerkzeug. Oberhalb des Stützwerkzeugs 7 ist eine nicht gezeigte Belastungszelle vorgesehen. Der Ti-Stab 6 der Probe wurde in Pfeilrichtung gezogen, so daß Zugkraft auf den Ti-Stab 6 und den Glas-Teil 5 über ein Abstandsteil 8 einwirkte. Die Zugrate wurde in einer Rate von 1 mm/min erhöht, um die Zugkraft zu erhöhen, bis der Ti-Stab aus dem Glasteil herausgezogen war. Die Belastung, bei der der Ti-Stab 6 aus dem Glasteil 5 herausgezogen wurde, wurde mit Hilfe der Belastungszelle gemessen, um so die Herausziehfestigkeit der Probe zu bestimmen. Die Herausziehfestigkeit der Probe entspricht der Festigkeit der Verbindung zwischen dem Ti-Stab und dem Glasteil der Probe.
Die Messung der Herausziehfestigkeit wurde unter Verwendung von Proben durchgeführt, die im wesentlichen in der gleichen Weise wie vorstehend beschrieben hergestellt worden waren, ausgenommen, daß die Sintertemperatur und Dauer 1050ºC bzw. 20 Minuten betrugen. Die Ergebnisse der genannten Messungen sind in Fig. 8 gezeigt. In Fig. 8 ist der Zusammenhang zwischen der Herausziehfestigkeit der Proben und der durchschnittlichen Rauhigkeit der Oberfläche des Ti- Stabes gezeigt.
Andererseits wurden Gemische aus pulverförmigem Glas mit HAP-Keramik, die unterschiedliche HAP-Gehalte im Bereich von 0 bis 90 Gew.-% hatten, in im wesentlichen der gleichen Weise hergestellt, die in Beispiel 1 beschrieben ist. Dann wurde jedes dieser Gemische und ein Ti-Stab mit einem Durchmesser von 3,1 mm, einer Länge von 50 mm und einer durchschnittlichen Oberflächenrauhigkeit von 3,4 um in die gleiche Kohlenstoff-Form wie vorher eingesetzt und an der Luft 5 Minuten lang bei 900ºC gesintert, wobei Verbundmaterialien aus Glas-HAP-Schicht-Titan erhalten wurden. Die Glas-HAP- Schicht-Titan-Verbundmaterialien wurden als Proben für die Messung der Herausziehfestigkeit verwendet. Die Struktur der Probe war im wesentlichen die gleiche wie in Fig. 6 (a) gezeigt. Dann wurde die Herausziehfestigkeit der Probe in im wesentlichen der gleichen Weise wie vorstehend erläutert, bestimmt.
Andererseits wurden Glas-HAP-Schicht-Titan-Verbundmaterialien im wesentlichen in gleicher Weise, wie vorstehend beschrieben, hergestellt, mit der Abänderung, daß die Sinterungstemperatur 1050ºC und die Sinterungszeit 20 Minuten betrugen. Die Herausziehfestigkeit jedes der Glas-HAP- Schicht-Titan-Verbundmaterialien wurde im wesentlichen in der Weise, wie oben beschrieben ist, bestimmt. Die Ergebnisse der Messungen sind in Fig. 7 gezeigt. In Fig. 7 ist der Zusammenhang zwischen der Herausziehfestigkeit .des Glas-HAP-Schicht- Titan-Verbundmaterials und dessen HAP-Gehalt (Gew.-%) gezeigt.
Zusätzlich zu der Messung der Herausziehfestigkeit des Verbundmaterials wurde die Druckfestigkeit des Verbundmaterials in folgender Weise gemessen. Gemische aus pulverförmigem Glas mit HAP mit den in Fig. 8 gezeigten unterschiedlichen HAP-Gehalten wurden gesondert in einer Kohlenstoff-Form bei 950ºC unter Bildung von Tabletten mit einem Durchmesser von 5 mm und einer Dicke von 5 mm gesintert. Dann wurde jede der Tabletten in die Testmaschine eingesetzt, die für die vorstehend beschriebene Messung der Herausziehfestigkeit verwendet worden war, und wurde gepreßt. Die Belastung, bei der die Tablette zerbrach, wurde mit Hilfe der vorstehend genannten Belastungszelle gemessen. Die Ergebnisse sind ebenfalls in Fig. 7 gezeigt, in der der Zusammenhang zwischen der Druckfestigkeit und dem HAP-Gehalt durch die ausgefüllten Kreise gezeigt ist. Wie aus Fig. 7 ersichtlich ist, vermindert sich die Druckfestigkeit der Glas-HAP-Keramik-Zusammensetzung entsprechend dem Anstieg des HAP-Gehalts der Glas-HAP-Keramik-Zusammensetzung.
Danach wurde ein wie in Beispiel 1 verwendetes Glas auf die Oberfläche eines stabförmigen Titansubstrats (4 mm · 25 mm) aufgetragen, so daß die Dicke der gebildeten Glasschicht auf der Oberfläche des Titanstabs etwa 60 um betrug. Auf die Oberfläche des erhaltenen Substrats mit einer aufgebrachten Glasschicht wurde dann ein Gemisch aus Glas, wie es in Beispiel 1 verwendet wurde, mit HAP mit einem HAP- Gehalt von 60 Gew.-% aufgetragen, so daß die Dicke der gebildeten Schicht des Gemisches etwa 130 um betrug. Das erhaltene beschichtete Substrat wurde 5 bis 10 Minuten an der Luft bei 950ºC gebrannt, wobei ein biokompatibles Verbundmaterial (A) erhalten wurde.
Im wesentlichen die gleiche Verfahrensweise wie vorstehend angegeben wurde wiederholt, mit der Abänderung, daß der HAP-Gehalt verändert wurde, wobei biokompatible Verbundmaterialien mit verschiedenen HAP-Gehalten bis zu 90 Gew.-%, einschließlich eines biokompatiblen Verbundmaterials (B) mit einem HAP-Gehalt von 30 Gew.-% und eines Verbundmaterials (C) mit einem HAP-Gehalt von 0% erhalten wurden.
Weiterhin wurde im wesentlichen die gleiche Verfahrensweise wie oben wiederholt, mit der Abänderung, daß ein Stab aus Ti-6Al-4V-Legierung anstelle des Titanstabes als Substrat verwendet wurde, um biokompatible Verbundmaterialien herzustellen.
Bei dem Verbundmaterial, das eine durch 5-minütiges Erhitzen auf 950ºC hergestellte Glasschicht aufwies, wurde keine Oxidschicht zwischen der Glasschicht und dem Ti- Substrat beobachtet.
Bei den oben genannten Proben von Verbundmaterialien änderte sich die Haftfestigkeit zwischen dem Substrat und der Glas-HAP-Keramik-Schicht in Abhängigkeit von der durchschnittlichen Rauhigkeit der Oberfläche des Ti-Substrats, wie in Fig. 8 gezeigt ist, wobei eine durchschnittliche Rauhigkeit von 2,3 um den größten Wert von 285 kg/cm² ergab. Die Herausziehfestigkeit des Verbundmaterials vermindert sich mit einem Anstieg des HAP-Gehalts der Glas-HAP-Keramik-Schicht, wie in Fig. 7 gezeigt ist (Wenn beispielsweise der HAP-Gehalt 30% beträgt, beträgt bei Verbundmaterialien, die bei 900ºC während 5 Minuten bzw. bei 1050ºC während 20 Minuten gesintert worden sind, die Haftfestigkeit 160 kg/cm² bzw. 180 kg/cm²). Durch Verwendung einer Glasschicht zwischen der Glas-HAP-Keramik-Schicht und dem Ti-Substrat konnte jedoch die Haftfestigkeit beibehalten werden. Zwischen der Glas-HAP- Keramik-Schicht und der Glas-Zwischenschicht konnte keine deutliche Grenze beobachtet werden, da beide Schichten völlig miteinander verschmolzen waren. Außerdem waren die Teilchen der HAP-Keramik in der Glas-HAP-Keramik-Schicht gleichförmig dispergiert. Bei dem Glas-HAP-Schicht-Titan-Verbundmaterial, das durch 20-minütiges Erhitzen auf 1050ºC hergestellt worden war, war andererseits eine Oxidschicht an der Grenzfläche zwischen der Ti-Substrat-Oberfläche und der Glas-Zwischenschicht ausgebildet worden und in dem an die Oxidschicht angrenzenden Bereich auf der Seite der Glas-Zwischenschicht wurde die Bildung von Ti&sub5;Si&sub3; beobachtet. Die zwischen der Glas-Zwischenschicht und dem Ti-Substrat ausgebildete Oxidschicht erhöht die Haftfestigkeit zwischen diesen.
Jedes der vorstehend erhaltenen Verbundmaterialien wurde in den Oberschenkelknochen eines Schweines implantiert und zwei Monate später wurde der Schweine-Oberschenkel herausgeschnitten und mit Hilfe von EPMA beobachtet. Es wurde festgestellt, daß die Verbindung zwischen dem Glas-HAP- Verbundmaterial und dem Knochen außerordentlich hervorragend war (siehe Fig. 1 und 9 (b) und 10 (b)).
Zum Vergleich wurde das vorstehend erhaltene Verbundmaterial (C) in einen Schweine-Oberschenkelknochen implantiert. Zwei Monate später wurde der Schweine-Oberschenkelknochen herausgeschnitten und die Bindecharakteristik zwischen dem Verbundmaterial (C) und dem Knochen wurde beobachtet. Die Ergebnisse sind in Fig. 9 (a) und 10 (a) gezeigt.
Fig. 1 ist eine SE-Abbildung, welche die Grenzfläche zwischen dem vorstehend erhaltenen Verbundmaterial (A) und dem Knochen zwei Monate nach der Implantation zeigt. Der HAP- Gehalt der Glas-HAP-Keramik-Schicht betrug, wie oben erwähnt, 60 Gew.-%. Die EDX (Energiedisperse Röntgenspektroskopie)- Analyse des Verbundmaterials gemäß Fig. 1 zeigte, daß ein durch Ziffer 1 angezeigter Teil Si enthielt, ein durch Ziffer 2 angezeigter Teil Si, Ca und P in Mengenverhältnissen entsprechend Si> Ca> P enthielt, ein durch Ziffer 3 angezeigter Teil Ca, P, Si und Al in Mengenverhältnissen entsprechend Ca> P> Si> Al enthielt und ein durch Ziffer 4 angezeigter Teil Ca und P in Mengenverhältnissen entsprechend Ca> P enthielt. Aus den Ergebnissen ist ersichtlich, daß der durch Ziffer 1 angezeigte Teil die Glasschicht ist, der durch Ziffer 2 angezeigte Teil die Grenzfläche zwischen der Glasschicht und der Glas-HAP-Keramik-Schicht ist, der durch Ziffer 3 gezeigte Teil die Grenzfläche zwischen der Glas-HAP-Keramik-Schicht und dem Knochen ist und der durch Ziffer 4 angezeigte Teil der Knochen ist. In Fig. 1 ist die Grenzfläche zwischen der Glas-HAP-Keramik-Schicht und dem Knochen kaum zu erkennen. Dies zeigt an, daß die Schicht und der Knochen gut miteinander verwachsen sind.
Fig. 9 (a) und(b) sind SE-Abbildungen, welche die Grenzfläche zwischen dem Knochen und dem Verbundmaterial (Vergleich), das aus einem Titansubstrat und nur einer darauf ausgebildeten Glasschicht besteht, bzw. die Grenzfläche zwischen dem Knochen und dem vorstehend erhaltenen erfindungsgemäßen Verbundmaterial (B) zeigen, das aus einem Titansubstrat mit einer Glas-HAP-Keramik-Schicht, die über eine Glas-Zwischenschicht auf diesem ausgebildet ist, besteht. Im Hinblick auf das Vergleichs-Verbundmaterial ist aus Fig. 9 (a) ersichtlich, daß ein Spalt zwischen der Glasschicht und dem Röhrenknochen des Schweine-Oberschenkels zu erkennen ist. Im Gegensatz dazu ist aus Fig. 9 (b) ersichtlich, daß bei dem erfindungsgemäßen Verbundmaterial (B) die Verbindung zwischen der Glas-HAP-Keramik-Schicht und dem Knochen ausgezeichnet ist und daher eine Grenze zwischen der Glas-HAP-Keramik-Schicht und den Knochengeweben kaum zu erkennen ist. Dies zeigt an, daß die Glas-HAP-Keramik-Schicht des erfindungsgemäßen Verbundmaterials und das Knochengewebe gut miteinander verbunden sind.
Fig. 10 (a) ist eine SE-Abbildung des Schnitts durch ein System, das einen spongiösen Knochen des Schweine-Oberschenkels und, in diesen implantiert, ein Vergleichs-Verbundmaterial umfaßt, das aus einem Titansubstrat mit lediglich einer auf diesem ausgebildeten Glasschicht besteht, und Fig. 10 (b) ist eine SE-Abbildung des Schnitts durch ein System, das einen spongiösen Knochen des Schweine-Oberschenkels und, darin implantiert, das biokompatible Verbundmaterial (A) gemäß der Erfindung umfaßt. Die SE-Abbildungen wurden zwei Monate nach der Implantation erhalten. Wie aus Fig. 10 (a) und (b) ersichtlich ist, war die Verbindung zwischen dem Knochen und dem biokompatiblen Verbundmaterial gemäß der Erfindung ausgezeichnet (Fig. 10 (b)), während das Vergleichs-Verbundmaterial nicht mit dem Knochen verbunden war, so daß ein Spalt zwischen dem Verbundmaterial und dem Knochen verblieb (Fig. 10 (a)).

Beispiel 3

Pulverförmiges Glas wurde in gleicher Weise wie in Beispiel 1 hergestellt. Gesondert davon wurden zwei verschiedene Gemische aus pulverförmigem Glas mit HAP in der gleichen Weise wie in Beispiel 1 hergestellt, mit der Abänderung, daß die HAP-Gehalte dieser Gemische 20 Gew.-% bzw. 60 Gew.-% betrugen.
Auf die Oberfläche eines Titanstabes einer Größe von 2,2 mm · 10 mm Länge wurde das vorstehend erhaltene pulverförmige Glas in einer Dicke von 30 um aufgetragen, 20 Minuten bei 100ºC getrocknet und dann 5 Minuten bei 950ºC in einem elektrischen Ofen gebrannt. Auf diese Weise wurde ein halbbeschichtetes Substrat erhalten.
Dann wurde auf die Oberfläche des so erhaltenen halbbeschichteten Substrats das vorstehend erhaltene Glas-HAP- Gemisch mit einem HAP-Gehalt von 20 Gew.-% in einer Dicke von etwa 40 um aufgetragen, 20 Minuten bei 100ºC getrocknet und anschließend 5 Minuten in einem elektrischen Ofen bei 950ºC gebrannt, wobei ein beschichtetes Substrat erhalten wurde.
Schließlich wurde auf die Oberfläche des so erhaltenen beschichteten Substrats weiterhin das vorstehend erhaltene Glas-HAP-Gemisch mit einem HAP-Gehalt von 60 Gew.-% in einer Dicke von etwa 100 um aufgetragen, 20 Minuten bei 100ºC getrocknet und danach 5 Minuten bei 950ºC in einem elektrischen Ofen gebrannt, wobei ein weiterbeschichtetes Substrat erhalten wurde. Das so erhaltene nochmal beschichtete Substrat wurde 5 Minuten mittels eines Gemisches aus 5% (Gewicht/Volumen) HF und 10% (Gewicht/Volumen) HNO&sub3; im Volumenverhältnis 1 : 1 geätzt, wobei ein biokompatibles Verbundmaterial gebildet wurde.
Das so erhaltene biokompatible Verbundmaterial wurde in den Unterkieferknochen eines Hundes implantiert. Es handelte sich um einen Hund, dessen zweiter, dritter und vierter Backenzahn des Unterkiefers extrahiert worden waren, wonach die Wunden 10 Wochen lang verheilt waren. Zwei Monate nach der Implantation wurde der Unterkieferknochen herausgeschnitten und die biologischen Bindungscharakteristika wurden mit Hilfe von SEM beobachtet. Die Ergebnisse sind in Fig. 11 (a) und (b) gezeigt, in denen die Ziffern 1', 2' und 3' Teile des Knochens, der Glas-HAP-Keramik-Schicht bzw. des Titan-Substrats bezeichnen. Wie aus Fig. 11 (a) und (b) ersichtlich ist, war die Oberflächenstruktur des vorstehend erwähnten biokompatiblen Verbundmaterials gut geeignet, um das histologische Einwachsen von frischem Knochengewebe zu ermöglichen. Dabei wurde eine Integration mit dem Knochen der Grenzfläche zwischen dem implantierten Verbundmaterial und dem spongiösen Unterkieferknochen innerhalb von zwei Monaten nach der Implantation beobachtet.
Zum Vergleich wurde ein Titanstab in im wesentlichen der gleichen Weise wie vorstehend erwähnt in den Unterkieferknochen eines Hundes implantiert. Zwei Monate später wurde der Unterkieferknochen herausgeschnitten und mittels SEM beobachtet. Das Ergebnis ist in Fig. 11 (c) gezeigt, worin die Ziffern 1' und 3' Teile des Knochens bzw. des Titan- Substrats bezeichnen. Wie aus dem Ergebnis ersichtlich ist, wurde deutlich ein Zwischenraum zwischen dem Titanstab und dem Knochen beobachtet.

Beispiel 4

Ein Titansubstrat in der Gestalt eines Stabes (4 mm · 25 mm) wurde mit einem Gemisch aus 8% (Gewicht/Volumen) HF und 15% (Gewicht/Volumen) HNO&sub3; im Volumenverhältnis 1 : 1 gebeizt und danach einem Strahlverfahren mit Alundum unterworfen, so daß die durchschnittliche Rauhigkeit seiner Oberfläche 3,4 um annahm. Gesondert wurde pulverförmiges Glas in gleicher Weise wie in Beispiel 1 hergestellt.
Auf die Oberfläche des so erhaltenen Titansubstrats wurde das wie vorstehend erhaltene pulverförmige Glas in einer Dicke von etwa 50 um aufgetragen, bei 100ºC 20 Minuten lang getrocknet und danach 5 Minuten in einem elektrischen Ofen bei 950ºC gebrannt. Dabei wurde ein halb-beschichtetes Substrat erhalten.
Schließlich wurde auf die Oberfläche des vorstehend gebildeten halb-beschichteten Substrats ein Glas-HAP-Gemisch mit einem HAP-Gehalt von 20 Gew.-% in einer Dicke von etwa 50 um aufgetragen, 20 Minuten bei 100ºC getrocknet und danach 5 Minuten in einem Elektroofen bei 950ºC gebrannt, wobei ein beschichtetes Substrat erhalten wurde.
Danach wurde auf die Oberfläche des so erhaltenen beschichteten Substrats ein weiteres Glas-HAP-Gemisch mit einem HAP-Gehalt von 40 Gew.-% in einer Dicke von etwa 50 um aufgetragen, 20 Minuten bei 100ºC getrocknet und dann 5 Minuten lang in einem Elektroofen bei 950ºC gebrannt, um ein mit einer weiteren Beschichtung versehenes Substrat zu erhalten.
Danach wurde auf die Oberfläche des so erhaltenen weiterbeschichteten Substrats noch ein weiteres Glas-HAP- Gemisch mit einem HAP-Gehalt von 60 Gew.-% in einer Dicke von etwa 50 um aufgetragen, 20 Minuten bei 100ºC getrocknet und dann 5 Minuten bei 950ºC in einem Elektroofen gebrannt, so daß ein mit einer weiteren Beschichtung versehenes Substrat erhalten wurde. Schließlich wurde die gleiche Verfahrensweise wie gerade vorher für die Bildung einer Glas-HAP-Schicht mit einem HAP-Gehalt von 60 Gew.-% noch einmal wiederholt.
Anschließend wurde auf die Oberfläche des so erhaltenen noch einmal beschichteten Substrats ein weiteres Glas-HAP- Gemisch mit einem HAP-Gehalt von 80 Gew.-% in einer Dicke von etwa 50 um aufgetragen, 20 Minuten bei 100ºC getrocknet und danach 5 Minuten in einem Elektroofen bei 900ºC gebrannt, wobei ein weiterbeschichtetes Substrat erhalten wurde.
Schließlich wurde auf die Oberfläche des vorstehend erhaltenen weiterhin beschichteten Substrats noch ein weiteres Glas-HAP-Gemisch mit einem HAP-Gehalt von 90 Gew.-% in einer Dicke von etwa 50 um aufgetragen, 20 Minuten bei 100ºC getrocknet und danach 5 Minuten bei 900ºC gebrannt, wonach 5 Minuten lang mit Hilfe eines Gemisches im Volumenverhältnis 1 : 1 aus 3%iger HF (Gewicht/Volumen) und 7%iger (Gewicht/Volumen) HNO&sub3; geätzt wurde. Auf diese Weise wurde ein Verbundmaterial erhalten, dessen Glas-HAP-Keramik-Schicht aus sieben Unterschichten bestand, von denen die vierte und fünfte Unterschicht den gleichen HAP-Gehalt hatte.

Claims

1. Biokompatibles Verbundmaterial, das ein unter Metallsubstraten und keramischen Substraten ausgewähltes Substrat aufweist, auf dem eine Glas-Hydroxylapatitkeramik- Schicht direkt oder über eine Glas enthaltende Zwischenschicht aufgebracht ist, die an jede der gegenüberliegenden Oberflächen des Substrats und der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht gebunden ist, wobei die Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht eine kontinuierliche Glasphase und eine in dieser dispergierte Hydroxylapatitkeramik umfaßt, wobei die Hydroxylapatitkeramik ein Molverhältnis Calcium/Phosphor von 1,50 bis 1,75 hat, und diese Hydroxylapatitkeramik hauptsächlich aus Hydroxylapatit besteht und worin der Oberflächenbereich der Glas-Hydroxylapatitkeramik- Schicht im aufgerauhten Zustand mit Poren vorliegt und die Hydroxylapatitkeramik freiliegt, wobei biologisch aktives Glas als Komponente der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht ausgeschlossen ist.

2. Verbundmaterial gemäß Anspruch 1, worin die Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht mehrere Unterschichten umfaßt, die jeweils eine kontinuierliche Glasphase, in der Hydroxylapatitkeramik dispergiert ist, umfassen, wobei diese Unterschichten unterschiedliche Gehalte an Hydroxylapatitkeramik haben, die in Richtung von der innersten Unterschicht zu der äußersten Unterschicht ansteigen, und worin der Oberflächenbereich der äußersten Unterschicht der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht im aufgerauhten Zustand mit Poren vorliegt und die Hydroxylapatitkeramik freiliegt.

3. Verbundmaterial gemäß Anspruch 1, worin die Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht mindestens drei Unterschichten umfaßt, die jeweils eine kontinuierliche Glasphase und eine darin dispergierte Hydroxylapatitkeramik umfassen, wobei diese Unterschichten mindestens eine Kombination aus mindestens zwei einander benachbarten Unterschichten einschließen, in denen die Hydroxylapatitkeramik-Gehalte identisch sind und in denen unterschiedliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalte zwischen mindestens zwei einander benachbarten Unterschichten vorhanden sind, worin die Hydroxylapatitkeramik-Gehalte der Unterschichten, welche die gesamte Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht bilden, in Richtung von der innersten Unterschicht über mindestens eine Unterschicht, deren Hydroxylapatitkeramik-Gehalt identisch mit dem einer dieser Unterschicht unmittelbar vorhergehenden Unterschicht ist, zu der äußersten Unterschicht ansteigen, und worin der Oberflächenbereich der äußersten Unterschicht der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht im aufgerauhten Zustand mit Poren vorliegt, und die Hydroxylapatitkeramik freiliegt.

4. Verbundmaterial gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3, worin das Glas der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht ein Borsilikatglas oder ein Aluminosilikatglas umfaßt.

5. Verbundmaterial gemäß Anspruch 4, worin das Borsilikatglas 75 bis 85 Gew.-% eines Gemisches aus SiO&sub2;, B&sub2;O&sub3; und Al&sub2;O&sub3;, bezogen auf das Gewicht des Glases, und 14 bis 20 Gew.-%, bezogen auf das Gewicht des Glases, mindestens eines Metalloxids umfaßt, wobei das Metall des Metalloxids aus der aus Alkalimetallen und Erdalkalimetallen bestehenden Gruppe ausgewählt ist.

6. Verbundmaterial gemäß Anspruch 4, worin das Aluminosilikatglas 60 bis 75 Gew.-% eines Gemisches aus SiO&sub2; und Al&sub2;O&sub3; bezogen auf das Gewicht des Glases, und 14 bis 20 Gew.-%, bezogen auf das Gewicht des Glases, mindestens eines Metalloxids umfaßt, wobei das Metall des Metalloxids aus der aus Alkalimetallen und Erdalkalimetallen bestehenden Gruppe ausgewählt ist.

7. Verbundmaterial gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, worin das Metallsubstrat Ti oder eine Ti-Legierung umfaßt.

8. Verbundmaterial gemäß einem der Ansprüche 1 bis 7, worin das Glas der Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht einen linearen Wärmeausdehnungskoeffizienten hat, der 80 bis 95% des des Metallsubstrats entspricht.

9. Verbundmaterial gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8, worin das Glas der Zwischenschicht einen linearen Wärmeausdehnungskoeffizienten hat, der 80 bis 95% des des Metallsubstrats entspricht.

10. Verbundmaterial gemäß einem der Ansprüche 1 bis 9, worin die Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht einen Hydroxylapatitkeramik-Gehalt von 15 bis 50 Gew.-%, bezogen auf das Gewicht der Schicht, hat, wenn die Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht direkt auf dem Substrat aufgebracht ist.

11. Verbundmaterial gemäß einem der Ansprüche 1 bis 9, worin die Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht einen Hydroxylapatitkeramik-Gehalt von 15 bis 70 Gew.-%, bezogen auf das Gewicht der Schicht, hat, wenn die Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht über die Zwischenschicht auf dem Substrat aufgebracht ist.

12. Verfahren zur Herstellung eines bio-kompatiblen Verbundmaterials, welches folgende Schritte umfaßt:

(1) Aufbringen eines Gemisches aus einem pulverisierten Glas und einer Hydroxylapatitkeramik auf die Oberfläche eines Substrats, das unter Metallsubstraten und keramischen Substraten ausgewählt ist, oder auf die Oberfläche einer Glas enthaltenden Zwischenschicht, die auf dem Substrat angeordnet ist, unter Bildung eines mit dem Gemisch beschichteten Substrats, auf dem das Gemisch direkt oder über diese Glasschicht angeordnet ist, wobei die Hydroxylapatitkeramik ein Molverhältnis Calcium/Phosphor von 1,50 bis 1,75 hat und die Hydroxylapatitkeramik überwiegend aus Hydroxylapatit besteht,

wobei biologisch aktives Glas als Komponente der Glas- Hydroxylapatit-Keramik-Schicht ausgeschlossen ist,

(2) Brennen des mit dem Gemisch beschichteten Substrats unter Erhalt eines Vorprodukts, welches das Substrat, auf dem eine Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht direkt oder über diese Glasschicht angeordnet ist, umfaßt, worin die Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht eine kontinuierliche Glasphase, in welcher die Hydroxylapatitkeramik dispergiert ist, aufweist, und

(3) Behandeln des Vorprodukts mittels eines Ätzvorgangs mit Säure, wobei das Glas im Oberflächenbereich der Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht, die entfernt von dem Substrat liegt, gelöst wird, wodurch ein Aufrauhen dieses Oberflächenbereiches bewirkt wird, so daß der Oberflächenbereich Poren aufweist und die Hydroxylapatitkeramik freiliegt.

13. Verfahren gemäß Anspruch 12, bei dem die Folge des Auftragens des Gemisches in Schritt (1) und des Brennens in Schritt (2) vor der Durchführung von Schritt (3) wiederholt wird, wobei der Gehalt an Hydroxylapatitkeramik in diesem Gemisch mit jeder Wiederholung dieser Folge erhöht wird, wobei die gebildete Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht des Vorprodukts mehrere Unterschichten umfaßt, die jeweils eine kontinuierliche Glasphase mit darin dispergierter Hydroxylapatitkeramik enthalten, wobei diese Unterschichten unterschiedliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalte haben, und diese Gehalte von der innersten Unterschicht in Richtung zu der äußersten Unterschicht erhöht sind.

14. Verfahren gemäß Anspruch 12, worin die Folge des Auftragens des Gemisches in Schritt (1) und des Brennens in Schritt (2) mindestens zweimal vor der Durchführung des Schritts (3) wiederholt werden, wobei der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt des Gemisches bei mindestens einer Wiederholung dieser Folge unverändert bleibt, während der Hydroxylapatitkeramik-Gehalt des Gemisches bei mindestens einer Wiederholung dieser Folge erhöht wird, wobei die Glas- Hydroxylapatitkeramik-Schicht des gebildeten Vorprodukts mindestens drei Unterschichten umfaßt, die jeweils eine kontinuierliche Glasphase mit darin dispergierter Hydroxylapatitkeramik enthalten, und wobei diese Unterschichten mindestens eine Kombination aus mindestens zwei einander benachbarten Unterschichten, in denen die Hydroxylapatitkeramikgehalte identisch miteinander sind, und mindestens zwei einander benachbarten Unterschichten einschließen, die unterschiedliche Hydroxylapatitkeramik-Gehalte haben, wobei die Hydroxylapatitkeramik-Gehalte der Unterschichten, welche die gesamte Glas-Hydroxylapatitkeramik-Schicht bilden, von der innersten Unterschicht in Richtung zur äußersten Unterschicht über mindestens eine Unterschicht, deren Hydroxylapatitkeramik-Gehalt identisch mit dem einer unmittelbar vorausgehenden Unterschicht ist, ansteigen.

15. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 12 bis 14, worin das Brennen in Schritt (2) bei einer Temperatur von 850 bis 1150ºC durchgeführt wird.

16. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 12 bis 15, worin das Metallsubstrat Ti oder eine Ti-Legierung enthält.

17. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 12 bis 16, worin das pulverisierte Glas einen linearen Wärmeausdehnungskoeffizienten hat, der etwa 80 bis etwa 95% des des Metallsubstrats beträgt.

18. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 12 bis 17, worin das Gemisch aus pulverisiertem Glas und Hydroxylapatitkeramik einen Hydroxylapatitkeramik-Gehalt von 15 bis 50 Gew.-%, bezogen auf das Gewicht der Schicht, hat, wenn das in Schritt (1) verwendete Substrat keine auf diesem angeordnete Glasschicht hat, und worin das Gemisch aus pulverisiertem Glas und Hydroxylapatitkeramik einen Hydroxylapatikeramik- Gehalt von 15 bis 70 Gew.-%, bezogen auf das Gewicht der Schicht, hat, wenn dieses Substrat eine auf diesem angeordnete Glasschicht aufweist.