DE3425182C2 - Poröses osteogenetisches keramisches Material und Verfahren zu seiner Herstellung sowie seine Verwendung - Google Patents
Poröses osteogenetisches keramisches Material und Verfahren zu seiner Herstellung sowie seine VerwendungInfo
- Publication number
- DE3425182C2 DE3425182C2 DE3425182A DE3425182A DE3425182C2 DE 3425182 C2 DE3425182 C2 DE 3425182C2 DE 3425182 A DE3425182 A DE 3425182A DE 3425182 A DE3425182 A DE 3425182A DE 3425182 C2 DE3425182 C2 DE 3425182C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- calcium phosphate
- weight
- parts
- phosphate compound
- fibers
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Classifications
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B38/00—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof
- C04B38/06—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof by burning-out added substances by burning natural expanding materials or by sublimating or melting out added substances
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/02—Inorganic materials
- A61L27/12—Phosphorus-containing materials, e.g. apatite
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/56—Porous materials, e.g. foams or sponges
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B38/00—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof
- C04B38/06—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof by burning-out added substances by burning natural expanding materials or by sublimating or melting out added substances
- C04B38/063—Preparing or treating the raw materials individually or as batches
- C04B38/0635—Compounding ingredients
- C04B38/0645—Burnable, meltable, sublimable materials
- C04B38/065—Burnable, meltable, sublimable materials characterised by physical aspects, e.g. shape, size or porosity
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B38/00—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof
- C04B38/10—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof by using foaming agents or by using mechanical means, e.g. adding preformed foam
- C04B38/106—Porous mortars, concrete, artificial stone or ceramic ware; Preparation thereof by using foaming agents or by using mechanical means, e.g. adding preformed foam by adding preformed foams
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
- A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
- A61F2310/00179—Ceramics or ceramic-like structures
- A61F2310/00293—Ceramics or ceramic-like structures containing a phosphorus-containing compound, e.g. apatite
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L2400/00—Materials characterised by their function or physical properties
- A61L2400/18—Modification of implant surfaces in order to improve biocompatibility, cell growth, fixation of biomolecules, e.g. plasma treatment
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B2111/00—Mortars, concrete or artificial stone or mixtures to prepare them, characterised by specific function, property or use
- C04B2111/00474—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00
- C04B2111/00836—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00 for medical or dental applications
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B2111/00—Mortars, concrete or artificial stone or mixtures to prepare them, characterised by specific function, property or use
- C04B2111/00474—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00
- C04B2111/00844—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00 for electronic applications
Landscapes
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Ceramic Engineering (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Structural Engineering (AREA)
- Materials Engineering (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Dermatology (AREA)
- Dispersion Chemistry (AREA)
- Inorganic Chemistry (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Compositions Of Oxide Ceramics (AREA)
- Porous Artificial Stone Or Porous Ceramic Products (AREA)
Description
Die Erfindung betrifft ein poröses, osteogenetisches keramisches Material
und ein Verfahren zu seiner Herstellung, insbesondere
ein osteogenetisches keramisches Material mit zahlreichen Poren
einer speziellen Größe und zahlreichen kapillaren Poren
kanälen einer speziellen Größe, die die Poren mit dem
Außenraum des porösen keramischen Materials verbinden.
Das poröse keramische Material eignet sich als Material
zur Knochenregeneration und für sonstige medizinische
Zwecke oder als Material
auf dem Gebiet der Gentechnologie. Die Erfindung ist
insbesondere mit der Herstellung eines solchen porösen
keramischen Materials befaßt. Ferner betrifft die Er
findung noch die Verwendung des Materials zur Beseitigung von Knochen
defekten bei Mensch und Tier.
Calciumphosphatverbindungen, z. B. Hydroxylapatit oder
feste Lösungen desselben, sind mit lebendem Gewebe gut
verträglich und eignen sich somit als medizinische Ma
terialien, z. B. als osteogenetisches Material in Form
eines Ersatzes oder einer Prothese für Knochen oder
Zahnwurzeln. Aus der JP-OS 56-54841 ist beispielsweise
ein Füllmittel für Knochendefekte oder Antrum bekannt,
das eine pulverförmige Calciumphosphatverbindung mit
Apatitkristallstruktur enthält.
Aus der JP-OS 56-166843 ist ein Füllmittel für Knochen
defekte oder Antrum bekannt, das aus einem porösen Körper
einer Calciumposphatverbindung besteht. Die in diesem
porösen Körper aus der Calciumphosphatverbindung
enthaltenen Poren besitzen eine maximale Porengröße von
3,0 mm und eine minimale Porengröße von 0,05 mm. Die
Poren besitzen eine solche Form und Größe, daß knochen
bildende Komponente eines lebenden Körpers leicht in
diese Poren eindringen können. Dieser poröse Körper
besitzt eine praktisch fortlaufende dreidimensionale
Netzwerkstruktur.
Die DE-A-31 23 460 bechreibt ein Verfahren zur Herstellung
eines porösen Sinterkörpers aus Calciumphosphat, der endlose und
feine Poren in gleichförmiger Verteilung innerhalb des gesamten
porösen Körpers aufweist. Dieses Verfahren umfaßt folgende
Stufen: Herstellung einer Aufschlämmung aus amorphem
Calciumphosphat mit einem Atomverhältnis von Calcium zu Phosphor
im Bereich von 1,30 bis 1,58. Zugabe eines Schaumbildners zu
dieser Aufschlämmung. Eintauchen eines porösen Körpers aus
organischem Material, der endlose und feine Porenkanäle besitzt,
in diese Aufschlämmung, bevor die Aufschlämmung aufgeschäumt
wird oder nachdem die Aufschlämmung aufgeschäumt wurde, um zu
ermöglichen, daß die Aufschlämmung an den Innenwänden der
Porenkanäle anhaftet. Erhitzen des porösen Körpers aus
organischem Material auf eine Temperatur, die hoch genug ist, um
das organische Material unter Bildung von gasförmigen
Bestandteilen zu zersetzen und gleichzeitig das amorphe
Calciumphosphat thermisch in tertiäres Calciumphosphat unter
Ausbildung einer Netzstruktur aus tertiärem Calciumphosphat
umzuwandeln, und Sinterung der Netzstruktur aus tertiärem
Calciumphosphat zur Bildung des porösen Sinterkörpers.
Wie sich aus Seite 14, Absatz 2 ergibt, handelt es sich hierbei
um Poren, die über das gesamte Innere des Körpers eine
Querschnittsabmessung von 0,03 bis 1,3 mm haben. Die Poren
entsprechen nicht den erfindungsgemäßen Bedingungen, die die für
die Knochenbildung günstigen Zellen besonders bevorzugen.
Außerdem verhindert die beschriebene Struktur die schädliche
Wirkung der unerwünschten Osteoklasten oder Kollagenfasern
nicht, weil mangels geeigneter Filtrationskanäle die
Biofiltrationswirkung nicht erreicht werden kann.
In Ber. der dtsch. keram. Gesellsch. 37, 1960 ist die
Herstellung von porösen keramischen Massen unter Einsatz des
Ausbrenn-, Sublimations-, Verdampfungs- oder Lösungsverfahrens
beschrieben. Die Druckschrift geht auf die biologischen
Probleme, mit denen sich die Erfindung befaßt, nicht ein.
In der DE-PS-858 658 ist die Herstellung von Schaumbeton und
anderen porösen Baustoffen auf der Grundlage von Zement
oder Gips beschrieben, wobei zur Schaumerzeugung neben
den bisher verwendeten Schaummitteln (wie beispielsweise von
Leim und der Leimgruppe angehörenden Stoffen, von Harzseifen
oder Schmierseifen) gleichzeitig Zusätze von Keratinabbau
produkten (S-haltige Eiweißprodukte) zur Verwendung gelangen.
Es wird keine Struktur offenbart, die für eine
Lösung des Problems, wie es die Erfinder vorschlagen, brauchbar
sein könnte.
In der DE-PS-936 080 ist ein Verfahren zur Herstellung eines
haltbaren Schaumes aus Eiweißlösungen und Schwermetall
verbindungen zur Erzeugung poröser Baustoffe, wie Schaumbeton,
beschrieben, bei dem eine unter Anwendung von Druck
erzeugte Horneiweißlösung unter Zusatz einer Lösung von
basischen Bleiazetaten in Wasser zu Schaum geschlagen wird. Es
werden keine Merkmale offenbart, die für eine Lösung des
Problems, wie es die Erfinder vorschlagen, brauchbar wären.
Die DE-OS-26 06 975 beschreibt ein Verfahren zur Herstellung von
leichten, porösen Bau- und/oder Isolierstoffen, das dadurch
gekennzeichnet ist, daß man einen oder mehrere feinkörnige,
keramisch, hydraulisch oder chemisch abbindende Stoffe in
plastischem Zustand mit einer noch nicht ausgehärteten,
mechanisch aufgeschäumten Zweikomponenten-Schaummasse vermischt,
die als erste Komponente ein oder mehrere schaumbildende,
oberflächenaktive Mittel und als zweite Komponente einen oder
mehrere Strukturstoffe in wäßriger Lösung, Dispersion oder
Emulsion enthält, daß man vor oder während des Aushärtens der
Schaummasse das erhaltene Gemisch verformt, und daß man je nach
Materialwahl das verformte Gemisch trocknet und brennt oder das
Gemisch hydraulisch oder chemisch abbinden läßt.
Die DE-OS-30 46 791 beschreibt ein Verfahren zur Herstellung von
porösen keramischen Erzeugnissen, insbesondere von feuerfesten
Leichtsteinen aus keramischen Rohstoffen, bei dem eine
Naphthalin enthaltende keramische Masse durch Pressen verdichtet
und/oder verformt wird, das Naphthalin anschließend durch eine
Wärmebehandlung aus dem Formling ausgetrieben und zurückgewonnen
wird, worauf der Formling gebrannt wird, das dadurch gekennzeichnet ist,
daß die keramische Masse aus einer trockenen Grundmasse aus
bildsamen und/oder unbildsamen keramischen Rohstoffen und
Naphthalinmahlgut mit einer unter 1,0 mm liegenden Korngröße
besteht, der ein Gemisch aus Wasser und Naphthalinpartikeln,
vorzugsweise Naphthalinsublimat, mit einer Teilchengröße von
etwa 0,01 mm zugesetzt wird.
In Chemie. Ing. Technik 47, Jahrg. 1975, Nr. 8, S. 327-333
werden Eigenschaften verschiedener medizinischer Werkstoffe
diskutiert. Zwar erwähnt der Autor auf Seite 330, rechte Spalte,
3. Absatz, den Einsatz von Versuchsimplantaten definierter
Porosität, aber er geht weder auf die spezielle Problematik der
Biofiltration, noch auf die wesentliche Abstimmung der
Dimensionen der Poren und der sie verbindenden Porenkanäle ein.
Die üblichen Calciumphosphatverbindungen sind mit dem
Nachteil behaftet, daß im Laufe der Zeit nach einer
chirurgischen Behandlung, z. B. einer Füllung oder nach
dem Einbau einer Prothese, eine Deformation hervorge
rufen oder eine Härtung im weichen Kontaktgewebe nahe
des gefüllten oder eingebetteten Teils gefördert wird,
so daß das gebildete abnormale Gewebe ausgeschnitten
werden muß. Bei der Beseitigung von durch Ausschneiden
eines Knochentumors, Knochenresorption mit zunehmendem
Alter oder externe Schädigung des Knochens hervorgerufenen
Defekten des harten Gewebes eines lebenden Körpers
sollten vorzugsweise die natürlichen Heilungskräfte ge
fördert werden. Ein Ersatz durch ein Kunstprodukt oder durch
eine Prothese aus einem solchen wird nicht immer bevor
zugt. Wird ein solches Kunstprodukt in einen lebenden
Körper eingebaut oder in Form einer Prothese eingesetzt,
sollte es vorzugsweise innerhalb einer gewissen Zeit
im lebenden Körper verschwinden und stattdessen zur
"Reparatur" des Defekts natürliches lebendes Gewebe
regeneriert werden. In diesem Falle ist es wichtig,
daß das Kunstprodukt mit einer geeigneten Geschwindig
keit durch lebendes Gewebe ersetzt wird ("Umwandlungs
geschwindigkeit"). Wenn die Umwandlungsgeschwindigkeit
übermäßig hoch ist, kommt es an den behandelten Stellen
zu Schwierigkeiten, z. B. einer Entzündung, woraus sich
Komplikationen, z. B. eine Krebsbildung, ergeben können.
Im Falle, daß die Umwandlungsgeschwindigkeit gering ist
und das Kunstprodukt lange Zeit im lebenden Körper ver
bleibt, kommt es zu einer Deformation des Knochengewebes
oder sonstiger lebender Gewebe an der behandelten
Stelle oder zu einem Hartwerden des weichen Gewebes nahe
der behandelten Stelle, so daß dieses in einigen Fällen
ausgeschnitten werden muß.
Zur Lösung dieser Schwierigkeiten muß ein in einen lebenden
Körper eingesetztes Füllmittel oder ein prothetisches
Material den Anforderungen an die Induktion und Substi
tution des lebenden Körpergewebes an einem Zellenspiegel
genügen. Insbesondere ist es wichtig, in geeigneter
Weise die Aktivierung einer osteolytischen Zelle
(Osteolysis) und eines Osteoblasten zum lebenden Körper
gewebe zu fördern, das Eindringen und die Entwicklung
von Osteoklasten und Kollagenfasern, die ein Hartwerden
des weichen Gewebes begünstigen, zu steuern und ferner
auch die Härtung des Knochengewebes zu steuern, wobei
jedoch das Eindringen von Erythrozyten und Körperflüssig
keit und die Entwicklung von kapillaren Blutgefäßen
nicht gehemmt werden dürfen.
Um diesen Anforderungen zu genügen, muß das in einen
lebenden Körper einzusetzende Füllmittel oder protheti
sche Material mit dem lebenden Körper gut verträglich
sein, insbesondere eine gute Bioansprechbarkeit be
sitzen, einen für die Aktivierung der gewünschten Zellen
geeigneten Ausbreitungsraum liefern und das Ein
dringen unerwünschter Zellen und Hartwerden des Knochen
gewebes durch abnormale Entwicklung von Kollagenfasern
verhindern.
Der Erfindung lag die Aufgabe zugrunde, ein zur Regene
rierung von Knochengewebe in einem lebenden Körper, z. B.
zu einer Knochenneubildung, zu sonstigen medizinischen
Zwecken oder Material auf
dem Gebiet der Gentechnologie geeignetes poröses kera
misches Material, Verfahren zu seiner Herstellung sowie
seine Verwendung zur Beseitigung von Knochendefekten bei
Mensch und Tier anzugeben.
Gegenstand der Erfindung ist somit ein
osteogenetisches keramisches Material
- - in Form eines gesinterten Körpers mit einer Porosität von 40 bis 90%
- - aus einer Calciumphosphat-Verbindung, in der das Atomverhältnis Ca : P im Bereich von 1,30 bis 1,80 liegt,
- - in welchem zahlreiche, weitgehend kugelförmige Poren mit einem Durchmesser von 3 bis 600 µm ausgebildet und
- - über zahlreiche kapillare Porenkanäle mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm miteinander in Verbindung stehen, und
- - bei dem mindestens ein Teil der Poren über mindestens einen Teil der kapilla ren Porenkanäle mit dem Außenraum des gesinterten porösen Körpers in Ver bindung steht.
Gegenstand der Erfindung sind ferner verschiedene Ver
fahren zur Herstellung eines solchen porösenkerami
schen Materials.
Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist somit ferner ein Ver
fahren, bei dem
- - 100 Gew.-Teile Albumin bis zu einer Blasengröße von 3 bis 600 µm aufge schäumt werden,
- - mit 30 bis 120 Gew.-Teilen einer pulverförmigen Calciumphosphat-Verbindung und
- - 1 bis 5 Gew.-Teilen organischer Fasern mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm versetzt werden,
- - das erhaltene Gemisch in eine Form der gewünschten Größe und Gestalt einge gossen und
- - das geformte Gemisch zur Härtung des Albumins auf eine Temperatur von 120° bis 150°C erwärmt wird,
- - der gehärtete Formkörper zur Karbonisierung des Albumins und der orga nischen Fasern auf eine Temperatur von 500° bis 700°C erhitzt wird und
- - schließlich der Formkörper zur Entfernung des Karbonisierungsproduktes und zur Sinterung der Calciumphosphat-Verbindung in sauerstoffhaltiger Atmos phäre bei 800°C bis 1350°C gebrannt wird.
Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist ferner ein
Verfahren, bei dem
- - 20 bis 300 Gew.-Teile einer teilchenförmigen, sublimierbaren, festen Substanz einer Teilchengröße von 3 bis 600 µm und
- - 1 bis 5 Gew.-Teile organische Fasern mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm mit
- - 100 Gew.-Teilen einer pulverförmigen Calciumphosphat-Verbindung vermischt werden,
- - das erhaltene Gemisch durch Preßformen in die gewünschte Form und Größe gebracht wird,
- - der Formkörper zur Entfernung der sublimierbaren Substanz und zur Karbonisierung der organischen Fasern auf eine Temperatur von 200° bis 800° C erhitzt wird und
- - schließlich der Formkörper zur Entfernung des Karbonisierungsproduktes und zur Sinterung der Calciumphosphat-Verbindung in sauerstoffhaltiger Atmos phäre bei 800° bis 1350°C gebrannt wird.
Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist ferner
ein Verfahren, bei dem
- - 25 bis 380 Gew.-Teile eines teilchenförmigen, organischen Kunstharzes einer Teilchengröße von 3 bis 600 µm und
- - 1 bis 5 Gew.-Teile organische Fasern mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm mit
- - 100 Gew.-Teilen einer pulverförmigen Calciumphosphat-Verbindung vermischt werden,
- - das erhaltene Gemisch durch Preßformen in die gewünschte Form und Größe aufgebracht wird,
- - der Formkörper zur Entfernung des organischen Kunstharzes und zur Karbonisierung der organischen Fasern auf eine Temperatur von 200° bis 800°C erhitzt wird und
- - schließlich der Formkörper zur Entfernung des Karbonisierungsproduktes und zur Sinterung der Calciumphosphat-Verbindung in sauerstoffhaltiger Atmos phäre bei 800° bis 1350°C gebrannt wird.
Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist ferner
ein Verfahren, bei dem
- - 25 bis 380 Gew.-Teile eines teilchenförmigen, organischen Kunstharzes einer Teilchengröße von 3 bis 600 µm,
- - 2 bis 5 Gew.-Teile einer teilchenförmigen, sublimierten, festen Substanz einer Teilchengröße von 3 bis 600 µm und
- - 1 bis 5 Gew.-Teile organische Fasern mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm mit
- - 100 Gew.-Teilen einer pulverförmigen Calciumphosphat-Verbindung vermischt werden,
- - das erhaltene Gemisch durch Preßformen in die gewünschte Form und Größe gebracht wird,
- - der Formkörper zur Entfernung des organischen Kunstharzes, der sublimier baren Substanz und zur Karbonisierung der organischen Fasern auf eine Temperatur von 200° bis 800°C erhitzt wird und
- - schließlich der Formkörper zur Entfernung des Karbonisierungsproduktes und zur Sinterung der Calciumphosphat-Verbindung in sauerstoffhaltiger Atmos phäre bei 800° bis 1350°C gebrannt wird.
Gegenstand der Erfindung ist schließlich auch noch die
Verwendung des oben beschriebenen porösen Keramik
körpers zur Knochenbildung in menschlichen
und tierischen Körpern.
Das poröse keramische Material gemäß der Erfindung be
steht aus einem gesinterten porösen Körper aus einer
Calciumphosphatverbindung. Die erfindungsgemäß verwen
dete Calciumphosphatverbindung enthält als Hauptbestand
teile CaHPO₄, Ca₃(PO₄)₂, Ca₅(PO₄)₃OH, Ca₄O(PO₄)₂,
Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂, CaP₄O₁₁, Ca(PO₃)₂, Ca₂P₂O₇ und
Ca(H₂PO₄)₂ · H₂O sowie eine Reihe von als "Hydroxylapatit"
bezeichnete Verbindungen. Hydroxylapatit enthält als
Hauptkomponente eine Verbindung der Zusammensetzung
Ca₅(PO₄)₃OH oder Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂. Ein Teil der Ca-
Komponente kann durch Sr, Ba, Mg, Fe, Al, Y, La, Na,
K und/oder H ersetzt sein. Ein Teil der (PO₄)-Komponente
kann durch VO₄, BO₃, SO₄, CO₃ und/oder SiO₄ ersetzt
sein. Schließlich kann ein Teil der (OH)-Komponente
durch F, Cl, O und/oder CO₃ ersetzt sein. Der Hydroxyl
apatit kann übliche Kristallform aufweisen oder als
isomorphe feste Lösung, substitutionelle feste Lösung
oder Zwischengitter-feste Lösung vorliegen. Darüber
hinaus kann der Hydroxylapatit nicht-stöchiometrische
Gitterdefekte aufweisen.
In der erfindungsgemäß eingesetzten Calciumphosphat
verbindung liegt das Atomverhältnis von Calcium (Ca)
zu Phosphor (P) im Bereich von
1,30 bis 1,80, vorzugsweise von 1,60 bis 1,67.
Als Calciumphosphatverbindungen werden Tricalcium
phosphat [Ca₃(PO₄)₂], Hydroxylapatit [Ca₅(PO₄)₃OH] und
Hydroxylapatit [Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂] bevorzugt. Besonders
bevorzugt werden die nach der Sol/Gel-Methode und durch
Gefriertrocknen hergestellten Verbindungen. Die
Calciumphosphatverbindung sollte zweckmäßigerweise bei
800-1350°C, vorzugsweise bei 850-1200°C, gesintert
sein.
Der poröse Calciumphosphatkörper kann
gemäß der Erfindung jede beliebige
Form und Größe aufweisen. Im Inneren des porösen Kör
pers sind zahlreiche, in schlanker, langgestreckter
Form verlaufende, kapillare Porenkanäle und zahlreiche
kugelförmige Poren einer Größe von 3-600, vorzugsweise 3-400 µm,
ausgebildet. Der Durchmesser der kapillaren Porenkanäle
beträgt 1-30, vorzugsweise 1-20 µm.
Mindestens ein Teil der Poren steht mit dem Außenraum des porösen Körpers
über mindestens einen Teil der zahlreichen kapillaren
Porenkanäle in Verbindung. Üblicherweise sind die zahl
reichen kugelförmigen Poren miteinander durch einen Teil der kapilla
ren Porenkanäle verbunden.
Der gesinterte poröse Körper weist
eine Porosität von 40-90%, vorzugsweise von 60-70%,
auf.
Vorzugsweise sollten die Poren in dem gesinterten porö
sen Körper die Form einer echten Kugel oder eine ähnliche
Form aufweisen. Ferner sollten die Poren vorzugs
weise in dem porösen Körper gleichmäßig verteilt sein.
Diese Poren liefern Aufenthaltsräume für biophysisch
aktivierende osteolytische Zellen und Osteoblasten,
wenn das keramische Material in einen lebenden Körper
eingebettet ist. Osteoblasten u. dgl. neigen dazu, in
diesen Poren, insbesondere in kugeligen Poren, zu ver
bleiben. Folglich ist es unabdingbar, daß die Poren
einen Durchmesser von 3-600, vorzugsweise von 3-300 µm, auf
weisen. Poren einer Größe außerhalb des Bereichs von
3-600 µm liefern keine guten Aufenthaltsräume für die
genannten Zellen.
Wenn die Poren die Form einer echten Kugel oder eine
ähnliche Form aufweisen, sind die mechanischen Festig
keitswerte der erhaltenen porösen Materialien hoch. Wenn
ein solches poröses Material in einen lebenden Körper
eingebettet ist, behält es seine hohen mechanischen
Festigkeitswerte, bis es in einen neuen Knochen überge
gangen ist. Somit wird während dieser Zeit ein Bruch
des Knochens verhindert.
Die kapillaren Porenkanäle in dem gesinterten porösen Körper
verbinden die kugelförmigen Poren zumindest mit dem Außenraum des
porösen Körpers. Auf diese Weise können osteolytische
Zellen, Osteoblasten, Erythrozyten und Körperflüssig
keit durch diese kapillaren Porenkanäle frei in den porösen
Körper vordringen, wodurch die Bildung kapillarer Blut
gefäße gefördert wird. Da jedoch der Durchmesser der
kapillaren Porenkanäle 1-30, vorzugsweise 1-20 µm,
beträgt, können keine Osteoklasten und Kollagenfasern
in die in dem porösen Körper befindlichen kapillaren
Porenkanäle eindringen, so daß sich ein abnormales Wachs
tum von Kollagenfasern und ein Hartwerden des Knochen
gewebes verhindern lassen. Somit wirken die in einem
porösen Körper gemäß der Erfindung enthaltenen kapillaren
Porenkanäle als Biofilter.
Wenn der Durchmesser der kapillaren Porenkanäle kleiner
als 1 µm ist, wird das Eindringen von osteolytischen
Zellen, Osteoblasten, Erythrozyten und Körperflüssig
keit in den porösen Körper erschwert. Wenn andererseits
der Durchmesser der kapillaren Porenkanäle über 30 µm
liegt, können Osteoklasten und Kollagenfasern eindrin
gen und wachsen, wodurch eine Regeneration des Kno
chens inhibiert wird und das Nachbargewebe erhärtet.
In dem porösen keramischen Material gemäß der Erfindung
ist mindestens ein Teil der Poren miteinander über mindestens einen Teil der zahl
reichen kapillaren Porenwege mit dem Außenraum des gesinterten
porösen Körpers verbunden. Auf diese
Weise wird der Verbrauch des porösen Körpers und die
Regeneration (Umwandlung) des lebenden Körpergewebes
gefördert. Eine Knochenresorption mit zunehmendem Alter
läßt sich auf diese Weise steuern.
Ein poröses keramisches Material gemäß der Erfindung
läßt sich ohne Schwierigkeiten durch Behandeln der
Form und Größe eines zu füllenden Defekts oder Antrums
oder entsprechend der einzubettenden Prothese anpas
sen. Ein keramisches Material gemäß der Erfindung kann
auch zu einem Granulat einer Größe von 0,05-5 mm ver
arbeitet werden.
Wird ein poröses keramisches Material gemäß der Erfin
dung als Füllmittel oder prothetisches Material einge
bettet, dringen durch die kapillaren Porenkanäle Blut,
Körperflüssigkeit, osteolytische Zellen und Osteoblasten
in den porösen Körper ein. Der poröse Körper selbst wird
durch die in den kugelförmigen Poren wachsenden osteolytischen Zellen
"verzehrt" und verbraucht. Gleichzeitig wird durch die
Osteoblasten unter Umwandlung Knochengewebe regeneriert.
Da die kugelförmigen Poren mit dem Außenraum des porösen Körpers
verbindenden kapillaren Porenkanäle einen Durchmesser von
1-30 µm aufweisen, vermögen nahezu keine Osteoklasten
oder Kollagenfasern in die kapillaren Porenkanäle in dem
porösen Körper einzudringen, weswegen sich ein abnormales
Wachstum und ein Hartwerden der Kollagenfasern ver
hindern lassen. Folglich wird das weiche Gewebe des
regenerierten Knochens durch die Kollagenfasern weder
zerstört noch gehärtet. Ein poröses keramisches Material
gemäß der Erfindung induziert also ein Knochenneuwachs
tum und wird durch in einem lebenden Körper wachsendes
normales Knochengewebe ersetzt.
Ein poröses keramisches Material, das in der geschilder
ten Weise in normales Knochengewebe umgewandelt werden
kann, ist neu. Ein solches poröses keramisches Material
wurde erfindungsgemäß das erste Mal realisiert.
Ein poröses keramisches Material gemäß der Erfindung
läßt sich nach verschiedenen Verfahrensvarianten her
stellen.
Gegenstand einer ersten Verfahrensvariante ist ein Verfahren zur Herstellung
des porösen Keramikkörpers, bei dem
- - 100 Gew.-Teile Albumin bis zu einer Blasengröße von 3 bis 600 µm aufge schäumt werden,
- - mit 30 bis 120 Gew.-Teilen einer pulverförmigen Calciumphosphat-Verbindung und
- - 1 bis 5 Gew.-Teilen organischer Fasern mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm versetzt werden,
- - das erhaltene Gemisch in eine Form der gewünschten Größe und Gestalt einge gossen und
- - das geformte Gemisch zur Härtung des Albumins auf eine Temperatur von 120° bis 150° erwärmt wird,
- - der gehärtete Formkörper zur Karbonisierung des Albumins und der organi schen Fasern auf eine Temperatur von 500° bis 700°C erhitzt wird und
- - schließlich der Formkörper zur Entfernung des Karbonisierungsproduktes und zur Sinterung der Calciumphosphat-Verbindung in sauerstoffhaltiger Atmos phäre bei 800° bis 1350° gebrannt wird.
Vorzugsweise sollte die Teilchengröße des zur Herstel
lung des porösen keramischen Materials gemäß der Erfin
dung verwendeten pulverförmigen Calciumphosphatverbin
dung 0,05-10 µm betragen. Insbesondere sollte die
pulverförmige Calciumphosphatverbindung einen platten
förmig gewachsenen, kristallinen Anteil und eine mittels
eines Elektronenabtastmikroskops ermittelte
Teilchengrößenverteilung besitzen, daß nicht mehr als 30% der
Pulverteilchen eine Teilchengröße von mindestens 1 µm
aufweisen und mindestens 70% der Teilchen des Pulvers
eine Teilchengröße von unter 1 µm aufweisen.
Zur Ausbildung der die gewünschte Größe aufweisenden
Blasen oder Poren in dem Albumin kann man sich beliebi
ger Verfahren bedienen. So wird beispielsweise Albumin
mit einem emulgierenden Mischer aufgeschlagen, worauf
eine Probe des blasigen oder porigen Albumins auf einem
Deckglas gesammelt wird, indem dieses über die flüssige
Oberfläche des blasigen oder porigen Albumins gezogen
wird. Danach wird die Größe des schaumigen Gebildes
mit Hilfe eines Mikroskops bestimmt. Diese Maßnahmen
werden so lange wiederholt, bis die gewünschte Größe
erreicht ist. Danach wird mit dem aufgeschäumten Albumin
eine gegebene Menge der pulverförmigen Calciumphosphat
verbindung vermischt und verrührt. Zu diesem Zeitpunkt
kann eine geringe Menge eines Blasen- oder Porensteuer
mittels, z. B. eine Fettsäure, wie Öl oder Maleinsäure,
und/oder ein aliphatischer Alkohol, wie Isopropanol oder
Isobutanol, zugesetzt werden.
Das erhaltene Gemisch wird dann in eine vorher bestimmte
Form und Größe gebracht.
Die Formgebung erfolgt durch Gießen in eine Form.
Das ausgeformte Gemisch wird vorzugsweise 60-120 min lang
auf eine Temperatur von 120-150°C erwärmt, um das
Albumin zu härten. Vorzugsweise sollte die relative
Feuchtigkeit der Heizatmosphäre auf 30-70% einge
stellt werden. Ferner sollte vorzugsweise die Tempera
tur gesteuert mit einer Geschwindigkeit von 5-10°C/min
erhöht werden. Das gehärtete Albumin verstärkt das Netz
werk der Blasen oder Poren.
Anschließend wird zur Karbonisierung des gehärteten
Albumins das ausgeformte Gemisch vorzugsweise 120-180 min
lang auf eine Temperatur von 500-700°C erhitzt.
Schließlich wird das ausgeformte Gemisch noch zur Ent
fernung des Karbonisierproduktes durch Wegbrennen
und Sintern der pulverförmigen Calciumphosphatverbin
dung in einer sauerstoffhaltigen Atmosphäre, beispiels
weise an Luft, auf eine Temperatur von 800-1350°C,
vorzugsweise 850-1200°C, erhitzt. Gewünschtenfalls
kann die sauerstoffhaltige Atmosphäre Feuchtigkeit ent
halten. Zu diesem Zeitpunkt beträgt die Erhitzungs
dauer 1 bis 3 h.
Durch die Koagulation und Karbonisierung des Albumins
und die Verbrennung des Karbonisierungsprodukts ent
standene Gase entweichen aus dem Inneren des porösen
Körpers zur Außenseite. Zu diesem Zeitpunkt entstehen
zahlreiche kapillare Porenkanäle und Poren entsprechend
den Blasen in dem aufgeschlagenen Albumin. Die kugelförmigen Poren
stehen mit dem Außenraum des porösen Körpers durch die
kapillaren Porenkanäle hindurch in Verbindung. Üblicher
weise sind die kugelförmigen Poren auch miteinander durch die kapilla
ren Porenkanäle verbunden.
Bei dem geschilderten Herstellungsverfahren werden 1-5
Gew.-Teil(e) organische Faser(n) eines Durchmessers von 1-30 µm zu
sammen mit dem blasigen Albumin den 100 Teilen pulver
förmiger Calciumphosphatverbindung zugesetzt werden.
Die Faserlänge liegt zweckmäßigerweise in einem
Bereich von 5 bis 10 µm oder 1 bis 10 mm.
In diesem Falle wird nach der Erwärmung zur Albumin
härtung das ausgeformte Gemisch zur Karbonisierung des
Albumins und der organischen Faser(n) vorzugsweise
120-180 min lang auf eine Temperatur von 500-700°C
erhitzt. Das erhaltene Karbonisierungsprodukt wird
durch Wegbrennen bei der folgenden Erhitzung zur Sinte
rung entfernt.
Bei diesem Verfahren besteht die Wirkung der organischen
Faser(n) darin, die Bildung von kapillaren Porenkanälen
eines Durchmessers von 1-30 µm sicherzustellen. Die Art
der verwendeten organischen Fasern ist nicht besonders
kritisch, solange sie nur eine Länge von 1-10 mm und
einen Durchmesser von 1-30 µm aufweisen und vollstän
dig verbrannt werden können. Bevorzugt werden jedoch Fasern
tierischer Herkunft, z. B. von Katzen, Marderhunden
oder Mäusen, insbesondere Bauchhaarfasern, natürliche
organische Fasern, wie Seidefasern oder Cellulosefasern,
oder organische Kunstfasern, wie Polyester-, Poly
propylen-, Polyamid- oder Polyacrylfasern.
Gegenstand einer weiteren Verfahrensvariante ist ein
Verfahren gemäß Anspruch 6.
Bei dieser Verfahrensvariante kann dieselbe pulverförmige
Calciumphosphatverbindung wie bei der ersten Verfahrens
variante verwendet werden. Die pulverförmige, subli
mierbare feste Substanz wird zugesetzt, um in den porö
sen Körper kugelförmige Poren eines gewünschten Durchmessers von 3-600 µm
zu erzeugen. Die Art der sublimierbaren Substanz ist
nicht besonders kritisch, solange sie nur restlos auf
einfache Weise bei einer Temperatur von 200-800°C sublimierbar ist. Üblicherweise verwendbare sublimierbare
Substanzen sind Kampfer, Menthol und Naphthalin.
Das Gemisch aus pulverförmiger, sublimierbarer Substanz
und der pulverförmigen Calciumphosphatverbindung wird
durch Preßformen in die gewünschte Form und Größe überführt.
Die Art und Weise des Preßformens ist nicht besonders
kritisch. Üblicherweise bedient man sich mit
statischem Druck arbeitender Preßformverfahren, z. B.
eines Gummipreßverfahrens oder einer CIP-Methode.
Bei diesem Verfahren kann die Einstellung der Form
und Teilchengröße der pulverförmigen, sublimierbaren
Substanz und der Form und Größe der Poren noch einfacher
gesteuert werden als bei dem unter Verwendung von
Albumin durchgeführten Verfahren.
Bei dem mit der pulverförmigen, sublimierbaren Substanz
durchgeführten Verfahren werden ferner
1-5 Gew.-Teile organischer Faser(n)
eines Durchmessers von 1-30 µm zu den
100 Gew.-Teilen der pulverförmigen Calciumphosphatverbindung
zugegeben. Die Faserlänge liegt zweckmäßigerweise in einem
Bereich von 5 bis 10 µm oder 1 bis 10 mm.
Wird das erhaltene Gemisch
vorzugsweise 120-180 min lang auf eine Temperatur von
200-800°C erhitzt, wird die sublimierbare Substanz
sublimiert und entfernt, während das organische Fasergemisch
karbonisiert wird. Schließlich wird das Gemisch
zum Wegbrennen des Karbonisierungsprodukts und
Sintern der pulverförmigen Calciumphosphatverbindung
vorzugsweise 1-3 h lang in einer sauerstoffhaltigen
und erforderlichenfalls feuchtigkeitshaltigen Atmosphäre
auf eine Temperatur von 800-1350°C erhitzt.
Bei dieser Verfahrensvariante bewirken die
zugesetzten organischen Fasern die Bildung von
kapillaren Porenkanälen eines Durchmessers von 1-30 µm.
Verwendet werden können die bereits aufgeführten organischen
Fasern.
Wird beim Einarbeiten der organischen Fasern oder der
pulverförmigen, sublimierbaren Substanz in das Calciumphosphat
ein flüchtiger, kurzkettiger Alkohol, wie
Methanol oder Ethanol, mitverwendet, erhält man ohne
Schwierigkeiten ein homogenes Gemisch, wobei sich die
Teilchengröße der pulverförmigen, sublimierbaren Substanz
steuern und die Haftung zwischen der pulverförmigen,
sublimierbaren Substanz und den organischen Fasern
verbessern läßt. Auf diese Weise wird auch die
Bildung von kapillaren Porenkanälen zwischen den einzelnen
Poren begünstigt.
Gegenstand einer weiteren Verfahrensvariante ist ein Verfahren gemäß Anspruch 7.
Die teilchenförmigen organischen Kunstharze einer Teilchengröße
von 3-600 µm dienen zur Ausbildung von Poren
einer Größe von 3-600 µm in dem porösen Körper. Die
Art des verwendeten organischen Kunstharzes ist nicht
besonders kritisch, sofern es sich nur bei einer Temperatur
von 200-400°C thermisch zersetzt und aus dem
porösen Körper entfernen läßt. Üblicherweise werden als
organische Kunstharze thermoplastische Kunstharze, wie
Polymethylmethacrylat, Polypropylen oder Polystyrol,
insbesondere Polymethylmethacrylat, verwendet. Da das organische Kunstharz eine geeignete Steifigkeit besitzt,
werden - wenn das teilchenförmige organische Kunstharz
mit der pulverförmigen Calciumphosphatverbindung gemischt
oder das erhaltene Gemisch einer Preßformung unterworfen
wird - die kugeligen Teilchen weder verformt noch
zerkrümelt, so daß man letztlich Poren einer Form und
Größe, die genau der Form und Größe des verwendeten
teilchenförmigen organischen Kunstharzes entsprechen,
erhält.
Das Gemisch aus organischem Kunstharz in Form kugeliger
Teilchen und pulverförmiger Calciumphosphatverbindung
wird durch Preßformen in die gewünschte Form und Größe
gebracht. Die Art und Weise des Preßformens ist nicht
besonders kritisch, üblicherweise bedient man sich mit
statischem Druck arbeitender Preßformverfahren, z. B.
einer Gummipressung oder einer CIP-Methode. Das erhaltene
ausgeformte Gemisch wird dann zur Entfernung des teilchenförmigen
organischen Kunstharzes durch thermische
Zersetzung 120-180 min lang auf eine Temperatur von
200-500°C, vorzugsweise 300-350°C, erhitzt. Hierbei
bilden sich entsprechende Poren und von den gebildeten
Poren ausgehende kapillare Porenkanäle.
Danach wird das ausgeformte Gemisch zum Sintern der
pulverförmigen Calciumphosphatverbindung 1-30 h lang
in sauerstoff- und erforderlichenfalls feuchtigkeitshaltiger
Atmosphäre auf eine Temperatur von 800-1350°C,
vorzugsweise von 850-1200°C, erhitzt. Selbst wenn noch
ein thermischer Zersetzungsrückstand des teilchenförmigen
organischen Kunstharzes zurückbleibt, wird dieser
bei der zum Sintern vorgenommenen Erhitzung weggebrannt
und entfernt.
Bei dem unter Verwendung des teilchenförmigen organischen
Kunstharzes durchgeführten Verfahren werden
1-5 Gew.-Teil(e) organische Faser(n)
eines Durchmessers von 1-30 µm
den 100 Gew.-Teilen der pulverförmigen Calciumphosphatverbindung
zugemischt. Die Faserlänge liegt zweckmäßigerweise in
einem Bereich von 5 bis 10 µm oder 1 bis
10 mm.
Die Art und der Einfluß
der organischen Faser(n) sind dieselben wie bereits beschrieben.
Bei einer weiteren Verfahrensvariante unter Mitverwendung
eines teilchenförmigen organischen Kunstharzes
werden den 100 Gew.-Teilen der pulverförmigen Calciumphosphatverbindung
zusätzlich 2-5 Gew.-Teile einer
teilchenförmigen, sublimierbaren, festen Substanz einer
Teilchengröße von 3-600 µm zugesetzt. Es können
die gleichen sublimierbaren Substanzen - wie bereits
beschrieben - verwendet werden.
Ferner werden bei der unter Verwendung des teilchenförmigen
organischen Kunstharzes durchgeführten Verfahrensvariante
den 100 Gew.-Teilen der pulverförmigen
Calciumphosphatverbindung auch noch 1-5 Gew.-Teile
organische Faser(n) eines
Durchmessers von 1-30 µm
zugefügt. Die Faserlänge liegt zweckmäßigerweise in einem
Bereich von 5 bis 10 µm oder 1 bis 10 mm.
Die Arten
und Wirkungen der organischen Fasern und teilchenförmigen,
sublimierbaren, festen Substanz wurden bereits
beschrieben.
Ein poröses keramisches Material gemäß der Erfindung
besitzt weitgehend kugelförmige Poren einer Größe von 3-600, vorzugsweise
3-300 µm und kapillare Porenkanäle eines Durchmessers
von 1-30, vorzugsweise 1-20 µm. Da die kapillaren
Porenkanäle als Biofilter wirken, steuern sie das Eindringen
und eine abnormale Entwicklung von Kollagenfasern,
das Hartwerden des Knochengewebes durch katalytische
Wirkung von Kollagenfasern und das Eindringen
von Osteoklasten, die eine Knochenneubildung inhibieren.
Weiterhin wird ein Hartwerden von Kollagenfasern
infolge ihrer abnormalen Entwicklung verhindert. Lediglich
osteolytische Zellen, Osteblasten, Erythrozyten,
und Körperflüssigkeit werden selektiv eindringen gelassen.
Darüber hinaus begünstigen die Poren einer speziellen
Porengröße die Aktivierung von osteolytischen Zellen
und Osteoblasten bei einem Zellenspiegel. Wenn folglich
ein keramisches Material gemäß der Erfindung verwendet
wird, wird es möglich, eine Knochenneubildung
einzuleiten und eine Knochenumwandlung zu bewirken, wobei
eine gute Verträglichkeit mit lebendem Gewebe gewährleistet
ist.
Bei einem porösen keramischen Material gemäß der Erfindung
muß mindestens ein Teil der Poren über die kapillaren
Porenkanäle mit dem Außenraum und mindestens ein Teil
der weitgehend kugelförmigen Poren durch die kapillaren Porenkanäle miteinander
verbunden sein. Vorzugsweise sollten über die kapillaren
Porenkanäle sämtliche Poren miteinander und mit dem Außenraum
in Verbindung stehen. Bei den kapillaren Porenkanälen
in dem porösen keramischen Körper gemäß der Erfindung
handelt es sich um sehr feine Kanäle mit Durchmessern von
1-30, vorzugsweise von 1-20 µm. Folglich läßt sich
in höchst wirksamer Weise eine Knochenneubildung bewerkstelligen.
Insbesondere dann, wenn das poröse keramische
Material in einem bestimmten Knochen eingebettet
wird, wird - da der Durchmesser der kapillaren Porenkanäle
nur 1-30, vorzugsweise 1-20 µm beträgt - nahezu kein
Eintritt von Kollagenfasern in die kapillaren Porenkanäle
ermöglicht und eine Verhärtung von Kollagenfasern verhindert.
Lediglich osteolytische Zellen, Osteoblasten,
Erythrozyten und Körperflüssigkeit, die für eine wirksame
Einleitung einer Knochenneubildung benötigt werden,
werden selektiv durch die kapillaren Porenkanäle eindringen
gelassen, was dazu führt, daß zunächst ein sehr
weicher Knochen gebildet wird. Diese Struktur entwickelt
sich schrittweise nach außen, wobei eine Organisation
des Knochens stattfindet. Es entsteht eine Struktur mit
Mark im inneren Teil und gehärtetem Gewebe im Umfangsteil,
und zwar wie im Falle eines natürlichen menschlichen
oder tierischen Knochens.
Im Falle eines üblichen porösen Apatitkörpers wird zwar
eine Knochenneubildung eingeleitet, da jedoch die Größe
und Form der Poren nicht gesteuert werden kann und die
Poren ein Eindringen von Kollagenfasern erlauben, verhärtet
der eingebettete poröse Körper durch die katalytische
Wirkung und abnormale Entwicklung von Kollagenfasern.
Dadurch besteht eine Gefahr einer Entzündung
an einem Teil nahe dem eingebetteten Teil oder der Entstehung
von Krebs.
Im Falle eines porösen keramischen Körpers gemäß der
Erfindung entsteht aus den bereits genannten Gründen
eine Struktur, die der Struktur von natürlichem, menschlichem
oder tierischem Knochen sehr ähnlich ist. Man
erhält also eine Struktur mit Mark im zentralen Teil
und einem Gewebe zunehmender Knochendichte im Umfangsteil.
Diese Struktur unterscheidet sich von einer
Struktur lediglich aus gehärtetem Bein oder Knochen,
die sich bei Verwendung des üblichen porösen Apatitkörpers
bildet. Bei Verwendung eines keramischen Materials
gemäß der Erfindung erhält man einen zähen neugebildeten
Knochen derselben Struktur wie sie natürlicher
Knochen
aufweist.
Wenn das poröse keramische Material in einen vorhandenen
Knochen eingebettet wird, wird der poröse Körper gemäß
der Erfindung "verzehrt" und aufgebraucht. Stattdessen
entsteht ein neugebildeter Knochen derselben
Struktur, wie sie natürlicher Knochen aufweist. Es
bildet sich hierbei ein zäher und flexibler Knochen,
der über lange Zeit hinweg nicht toxisch ist. Wie bereits
ausgeführt, wird zunächst, wie im Falle eines
natürlichen Knochens, ein weicher Knochen entsprechend
dem Mark gebildet, wenn man den porösen keramischen
Körper gemäß der Erfindung der angegebenen speziellen
Struktur verwendet. Das Mark organisiert sich nach
außen hin, wobei die Knochendichte steigt. Im Ergebnis
erhält man einen weichen und flexiblen Knochen,
der natürlichem, menschlichen oder tierischem Knochen
stark ähnelt.
Ein poröses keramisches Material gemäß der Erfindung
mit kapillaren Porenkanälen und weitgehend kugelförmigen Poren läßt sich nicht
nur als biologischer Filter, sondern auch
als Zwischenprodukt auf dem Gebiet der Gentechnologie
einsetzen.
Wird ein poröses keramisches Material der beschriebenen
Art in einen defekten menschlichen oder tierischen Knochen
eingelagert oder eingebettet, wirkt es als Biofilter,
d. h. es läßt lediglich osteolytische Zellen,
Osteoblasten, Erythrozyten und Körperflüssigkeiten selektiv
in sich selbst eindringen. Osteoklasten und Kollagenfasern
werden nahezu nicht eintreten gelassen. Auf diese
Weise entsteht ein neugebildeter Knochen derselben
Struktur, wie sie natürlicher menschlicher oder tierischer
Knochen aufweist. Ein poröses keramisches Material
gemäß der Erfindung eignet sich somit insbesondere zur
Einleitung einer Knochenneubildung, zur Steuerung der
Knochenresorption mit fortschreitendem Alter und somit
zur Heilung oder Linderung von Knochendefekten.
Die folgenden Beispiele sollen die Erfindung näher veranschaulichen.
Ein Gemisch aus 100 g Albumin und 3 g Ölsäure wird mit
Hilfe eines emulgierenden Mischers aufgeschlagen. Zusätzlich beim Aufschlagen des Albumins werden 5 g Polypropylenfasern
einer Länge von 5-10 µm und eines Durchmessers von
3-10 µm zugegeben.
Von
Zeit und Zeit wird zur Probensammlung ein Deckglas über
die flüssige Oberfläche (des aufgeschlagenen Gemisches)
gezogen. Die hierbei entnommenen Proben werden mittels
eines Mikroskops betrachtet. Das Aufschlagen wird in
der geschilderten Weise fortgesetzt, bis die Mindestgröße
der Blasen des Albumins 3 µm beträgt.
Das blasige Albumin wird nun mit 90 g synthetischen
Hydroxylapatits [Ca₅(PO₄)₃OH, Ca/P-Atomverhältnis: 1,67;
Teilchengröße: 0,05-10 µm] versetzt. Danach wird das
erhaltene Gemisch durch Gießen in eine Form ausgeformt.
Das ausgeformte Gemisch wird mit einer Temperaturerhöhungsgeschwindigkeit
von 10°C/min in einer Atmosphäre
einer relativen Feuchtigkeit von 30% auf eine Temperatur
von 150°C erwärmt und 180 min lang bei der angegebenen
Temperatur belassen, um das Albumin auszuhärten
und ein Netzwerk der Blasen zu bilden. Danach wird das
ausgeformte Gemisch zur Karbonisierung des gehärteten
Albumins und der Fasern 120 min lang auf eine Temperatur von 500°C erhitzt.
Schließlich wird das ausgeformte Gemisch 60 min
lang an Luft auf eine Temperatur von 1000°C erhitzt,
um das Hydroxylapatitpulver zu sintern.
Der erhaltene poröse Körper besitzt eine Porosität von
76%.
Wird der poröse Körper mit Hilfe eines Mikroskops untersucht,
zeigt es sich, daß darin zahlreiche Poren einer
Größe von 10-500 µm und zahlreiche kapillare Porenkanäle
eines Durchmessers von 5-10 µm enthalten sind. Die Poren
sind über die kapillaren Porenkanäle mit dem Außenraum
und untereinander verbunden.
Aus dem erhaltenen porösen Körper wird ein würfelförmiger
Prüfling einer Größe von 1 cm×1 cm×1 cm ausgeschnitten,
worauf dessen Druckfestigkeit in einer Richtung
bestimmt wird. Es zeigt sich, daß diese 981 kPa
beträgt.
Handelsüblicher Kampfer
wird pulverisiert. Aus dem erhaltenen Pulver werden Teilchen
einer Teilchengröße von 3-600 µm abgesiebt. Zusätzlich werden 5 g der in Beispiel 1 verwendeten
Polypropylenfasern mitverwendet. Mit
letzteren Kampferteilchen werden 40 g des in Beispiel 1
verwendeten pulverförmigen Hydroxylapatits homogen gemischt,
worauf das erhaltene Gemisch unter einem statischen
Druck von 196 kPa mittels einer Gummiformpresse
gepreßt und 10 min lang liegengelassen wird. Danach wird
das ausgeformte Gemisch 180 min lang auf eine Temperatur
von 350°C, weitere 120 min lang auf 500°C zur Karbonisierung
der Fasern
und schließlich 60 min lang an Luft auf
eine Temperatur von 1000°C erhitzt.
Der erhaltene poröse Formling besitzt eine Porosität von
68% und eine Druckfestigkeit in einer Richtung von
2747 kPa. Er besitzt zahlreiche Poren einer Größe von
100-500 µm (im Durchschnitt 300 µm) und zahlreiche
kapillare Porenkanäle eines Durchmessers von 5-10 µm.
60 g reinkugelige Polymethylmethacrylatteilchen einer
Teilchengröße von 30-300 µm (durchschnittliche Teilchengröße:
etwa 100 µm), 50 g des in Beispiel 1 verwendeten
teilchenförmigen Hydroxylapatits und eine geringe
Menge Methanol werden unter Erwärmen homogen gemischt.
Dem Gemisch werden zusätzlich 2 g desinfizierter und entfetteter
Bauchhaare einer Katze (gefrorenes Katzenbauchhaar mittels
eines Kryostaten geschnitten und getrocknet; Durchmesser: 2-10 µm;
Länge: 5 bis 10 mm) einverleibt.
Unmittelbar vor einer ausreichenden Trocknung
wird das Gemisch etwa 10 min lang mittels einer Gummiformpreßvorrichtung
unter einem statischen Druck von
96 kPa ausgeformt. Das ausgeformte Gemisch wird zur
thermischen Zersetzung der Polymethylmethacrylatteilchen
180 min lang auf eine Temperatur von 350°C,
dann zur Karbonisierung des Katzenhaars 120 min
lang auf 750°C und
anschließend 1 weitere h lang auf eine Temperatur von 1000°C
erhitzt.
Der erhaltene poröse Körper besitzt eine Porosität von
73% und eine Druckfestigkeit in einer Richtung von
8829 kPa.
Es lassen sich kugelige Poren einer Größe von 30-300 µm und kapillare Porenkanäle
feststellen. Weiterhin läßt sich bestätigen, daß sich
zahlreiche kapillare Porenkanäle eines Durchmessers von
2-10 µm gebildet haben.
Die Maßnahmen des Beispiels 3 werden wiederholt, wobei
jedoch dem Gemisch aus Polymethylmethacrylatteilchen
pulverförmigem Hydroxylapatit 3 g Kampferpulver
einer Teilchengröße von 3-600 µm sowie 2 g des in Beispiel 3 verwendeten Katzenhaars zugesetzt werden.
Unter Zusatz von Methanol wird das Gemisch durchgeknetet
und dann auf einer Gummipreßformvorrichtung ausgeformt.
Nach dem Erhitzen auf 350°C wird das ausgeformte Gemisch
zur Karbonisierung des Katzenhaars und Entfernung
des Kampfers durch Sublimation 120 min lang auf 750°C
weitererhitzt.
Der erhaltene Sinterkörper besitzt eine Porosität von
76% und eine Druckfestigkeit von 10791 kPa. Ferner besitzt
der poröse Körper kugelige Poren und kapillare
Porenkanäle ähnlich dem Porenkörper von Beispiel 3. Von
den Porenkanälen besitzen zahlreiche einen Durchmesser
von 2-10 µm.
Aus den porösen Körpern gemäß den Beispielen 1 bis 4
werden säulenförmige Prüflinge eines Durchmessers von
0,5 cm und einer Länge von 1 cm ausgeschnitten und in
chirurgisch erzeugte Schenkelknochendefekte von Beagle-
Hunden eingesetzt. Zwei Wochen nach der Einbettung erfolgt
zur Beobachtung ein Einschnitt. In jedem Falle
ist in den kugeligen Poren eine deutliche Knochenneubildung
feststellbar. Nach 2 bis 3 Monaten läßt sich
die Entwicklung eines neugebildeten Knochens zu seinem Inneren feststellen.
Auf diese Weise bestätigt sich, daß die sogenannte
Umwandlung günstig fortschreitet, ohne daß es
zu einem abnormalen Wachstum von Kollagenfasern oder
zu einem Hartwerden des Gewebes kommt.
60 g echtkugelige Polymethylmethacrylatteilchen einer
Teilchengröße von 30-300 µm (durchschnittliche Teilchengröße:
etwa 100 µm), 50 g Hydroxylapatitteilchen
[Ca₅(PO₄)₃OH, Ca/P-Atomverhältnis: 1,67; Teilchengröße:
0,05-10 µm], 3 g Kampferpulver einer Teilchengröße
von 300 µm, durch Schneiden eines desinifizierten, entfetteten
und gefrorenen Bauchhaares einer Katze erhaltene
Fasern eines Durchmessers von 2-10 µm und
einer Länge von 5-10 mm, und eine geringe Menge
Methanol werden miteinander unter Erwärmen homogen
gemischt. Vor einem ausreichenden Trocknen wird
das Gemisch unter einem statischen Druck von 196 kPa
10 min lang mittels einer Gummipresse ausgeformt. Das
ausgeformte Gemisch wird zur thermischen Zersetzung
der Polymethylmethacrylatteilchen 180 min lang auf
eine Temperatur von 350°C und dann 1 h lang auf 1000°C
erhitzt.
Der erhaltene Sinterkörper besitzt eine Porosität von
73% und eine Druckfestigkeit in einer Richtung von
10791 kPa. Er enthält zahlreiche echtkugelige Poren
einer Größe von 30-300 µm und zahlreiche kapillare
Porenkanäle eines Durchmessers von 2-10 µm.
Aus den porösen Körpern gemäß Beispiel 6
werden säulenförmige Prüflinge eines Durchmessers von
0,5 cm und einer Länge von 1 cm ausgeschnitten und in
chirurgisch erzeugte Schenkelknochendefekte eines
Beagle-Hundes eingesetzt. Zwei Wochen nach der Einbettung
erfolgt zur Beobachtung ein Einschnitt. Es ist
in den kugeligen Poren eine deutliche Knochenneubildung
feststellbar. Nach 2 bis 3 Monaten läßt sich die Entwicklung
eines neugebildeten Knochens vom Umfangsteil
des porösen Körpers zu seinem Inneren feststellen. Auf
diese Weise bestätigt sich, daß die sogenannte Umwandlung
günstig fortschreitet, ohne daß es zu einem
abnormalen Wachstum von Kollagenfasern oder zu einem
Hartwerden des Gewebes kommt.
Die Ergebnisse der optischen mikroskopischen Untersuchungen
bestätigen, daß osteolytische Zellen und Osteoblasten
selektiv (in den porösen Körper) eingedrungen
sind und sich in den Poren des porösen Körpers gemäß
der Erfindung befinden.
Claims (14)
1. Osteogenetisches keramisches Material
- - in Form eines gesinterten Körpers mit einer Porosität von 40 bis 90%
- - aus einer Calciumphosphat-Verbindung, in der das Atomverhältnis Ca : P im Bereich von 1,30 bis 1,80 liegt,
- - in welchem zahlreiche, weitgehend kugelförmige Poren mit einem Durchmesser von 3 bis 600 µm ausgebildet und
- - über zahlreiche kapillare Porenkanäle mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm miteinander in Verbindung stehen, und
- - bei dem mindestens ein Teil der Poren über mindestens einen Teil der kapillaren Porenkanäle mit dem Außenraum des gesinterten porösen Körpers in Verbindung steht.
2. Keramisches Material nach Anspruch 1,
bei dem die Calciumphosphat-Verbindung aus Hydroxylapatit besteht.
3. Keramisches Material nach Anspruch 1 oder 2,
bei dem der Durchmesser der weitgehend kugelförmigen Poren im Bereich von
3 bis 300 µm liegt.
4. Keramisches Material nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
bei dem der Durchmesser der kapillaren Porenkanäle im Bereich von 1 bis 20 µm
liegt.
5. Verfahen zur Herstellung eines porösen Keramikkörpers nach einem der Ansprüche
1 bis 4, bei dem
- - 100 Gew.-Teile Albumin bis zu einer Blasengröße von 3 bis 600 µm aufgeschäumt werden,
- - mit 30 bis 120 Gew.-Teilen einer pulverförmigen Calciumphosphat-Verbindung und
- - 1 bis 5 Gew.-Teilen organischer Fasern mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm versetzt werden,
- - das erhaltene Gemisch in eine Form der gewünschten Größe und Gestalt eingegossen und
- - das geformte Gemisch zur Härtung des Albumins auf eine Temperatur von 120° bis 150°C erwärmt wird,
- - der gehärtete Formkörper zur Karbonisierung des Albumins und der organischen Fasern auf eine Temperatur von 500° bis 700°C erhitzt wird und
- - schließlich der Formkörper zur Entfernung des Karbonisierungsproduktes und zur Sinterung der Calciumphosphat-Verbindung in sauerstoffhaltiger Atmosphäre bei 800° bis 1350°C gebrannt wird.
6. Verfahren zur Herstellung eines porösen Keramikkörper nach einem der Ansprüche
1 bis 4, bei dem
- - 20 bis 300 Gew.-Teile einer teilchenförmigen, sublimierbaren, festen Substanz einer Teilchengröße von 3 bis 600 µm und
- - 1 bis 5 Gew.-Teile organische Fasern mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm mit
- - 100 Gew.-Teilen einer pulverförmigen Calciumphosphat-Verbindung vermischt werden,
- - das erhaltene Gemisch durch Preßformen in die gewünschte Form und Größe gebracht wird,
- - der Formkörper zur Entfernung der sublimierbaren Substanz und zur Karbonisierung der organischen Fasern auf eine Temperatur von 200° bis 800°C erhitzt wird und
- - schließlich der Formkörper zur Entfernung des Karbonisierungsproduktes und zur Sinterung der Calciumphosphat-Verbindung in sauerstoffhaltiger Atmosphäre bei 800° bis 1350°C gebrannt wird.
7. Verfahren zur Herstellung eines porösen Keramikkörpers nach einem der Ansprüche
1 bis 4, bei dem
- - 25 bis 380 Gew.-Teile eines teilchenförmigen, organischen Kunstharzes einer Teilchengröße von 3 bis 600 µm und
- - 1 bis 5 Gew.-Teile organische Fasern mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm mit
- - 100 Gew.-Teilen einer pulverförmigen Calciumphosphat-Verbindung vermischt werden,
- - das erhaltene Gemisch durch Preßformen in die gewünschte Form und Größe gebracht wird,
- - der Formkörper zur Entfernung des organischen Kunstharzes und zur Karbonisierung der organischen Fasern auf eine Temperatur von 200° bis 800°C erhitzt wird und
- - schließlich der Formkörper zur Entfernung des Karbonisierungsproduktes und zur Sinterung der Calciumphosphat-Verbindung in sauerstoffhaltiger Atmosphäre bei 800° bis 1350°C gebrannt wird.
8. Verfahren zur Herstellung eines porösen Keramikkörpers nach einem der Ansprüche
1 bis 4, bei dem
- - 25 bis 380 Gew.-Teile eines teilchenförmigen, organischen Kunstharzes einer Teilchengröße von 3 bis 600 µm,
- - 2 bis 5 Gew.-Teile einer teilchenförmigen, sublimierbaren, festen Substanz einer Teilchengröße von 3 bis 600 µm und
- - 1 bis 5 Gew.-Teile organischen Fasern mit einem Durchmesser von 1 bis 30 µm mit
- - 100 Gew.-Teilen einer pulverförmigen Calciumphosphat-Verbindung vermischt werden,
- - das erhaltene Gemisch durch Preßformen in die gewünschte Form und Größe gebracht wird,
- - der Formkörper zur Entfernung des organischen Kunstharzes, der sublimierbaren Substanz und zur Karbonisierung der organischen Fasern auf eine Temperatur von 200° bis 800°C erhitzt wird und
- - schließlich der Formkörper zur Entfernung des Karbonisierungsproduktes und zur Sinterung der Calciumphosphat-Verbindung in sauerstoffhaltiger Atmosphäre bei 800° bis 1350°C gebrannt wird.
9. Verfahren nach Anspruch 6 oder 8, bei dem
Kampfer, Menthol und/oder Naphthalin als sublimierbare, feste Substanz verwendet
wird.
10. Verfahren nach Anspruch 7 oder 8, bei dem
teilchenförmiges, organisches Kunstharz mit einer Teilchengröße von 10 bis
300 µm verwendet wird.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 7, 8 oder 10, bei dem
Polymethylmethacrylat, Polypropylen und/oder Polystyrol als organisches Kunstharz
verwendet wird.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 11, bei dem
tierische Fasern, Seidenfasern, Cellulosefasern und/oder organische Kunstfasern
als organische Fasern mit einer Länge von 5 bis 10 µm oder 1 bis 10 mm verwendet
werden.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 12, bei dem
eine pulverförmige Calciumphosphat-Verbindung mit einer Teilchengröße von 0,05
bis 10 µm verwendet wird.
14. Verwendung des porösen Keramikkörpers nach einem der Ansprüche 1 bis 4 zur
Knochenneubildung in menschlichen oder tierischen Körpern.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58124085A JPS6018174A (ja) | 1983-07-09 | 1983-07-09 | 新生骨の誘起方法及びセラミツク材料 |
JP12408783A JPS6016879A (ja) | 1983-07-09 | 1983-07-09 | 多孔質セラミツク材料 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3425182A1 DE3425182A1 (de) | 1985-01-24 |
DE3425182C2 true DE3425182C2 (de) | 1996-09-05 |
Family
ID=26460836
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE3425182A Expired - Fee Related DE3425182C2 (de) | 1983-07-09 | 1984-07-09 | Poröses osteogenetisches keramisches Material und Verfahren zu seiner Herstellung sowie seine Verwendung |
Country Status (12)
Country | Link |
---|---|
US (2) | US4654314A (de) |
KR (1) | KR910001352B1 (de) |
AU (1) | AU577299B2 (de) |
DE (1) | DE3425182C2 (de) |
FR (1) | FR2548661B1 (de) |
GB (1) | GB2142919B (de) |
HK (1) | HK14889A (de) |
IT (1) | IT1174599B (de) |
MY (1) | MY101898A (de) |
NL (1) | NL8402158A (de) |
SE (4) | SE461393B (de) |
SG (1) | SG74788G (de) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19825419A1 (de) * | 1998-06-06 | 1999-12-09 | Gerber Thomas | Verfahren zur Herstellung hochporöser Festkörper |
DE19956503A1 (de) * | 1999-11-24 | 2001-06-21 | Universitaetsklinikum Freiburg | Spritzbares Knochenersatzmaterial |
DE10018394B4 (de) * | 1999-04-13 | 2009-11-19 | Covalent Materials Corp. | Poröser Kalziumphosphat-Sinterkörper und dessen Herstellung |
Families Citing this family (122)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6306297B1 (en) | 1968-07-08 | 2001-10-23 | Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Packing material for liquid chromatography and process for producing the same |
US5441635A (en) * | 1986-07-05 | 1995-08-15 | Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Packing material for liquid chromatography |
DE3325111A1 (de) * | 1983-07-12 | 1985-01-24 | Merck Patent Gmbh, 6100 Darmstadt | Implantationsmaterialien |
NL8402158A (nl) * | 1983-07-09 | 1985-02-01 | Sumitomo Cement Co | Poreus keramisch materiaal en werkwijze voor de bereiding daarvan. |
JPS61170471A (ja) * | 1985-01-25 | 1986-08-01 | 住友大阪セメント株式会社 | 骨補綴成形体 |
JPS61235752A (ja) * | 1985-04-11 | 1986-10-21 | Asahi Optical Co Ltd | 細胞分離材、分離器および分離方法 |
GB8511048D0 (en) * | 1985-05-01 | 1985-06-12 | Unilever Plc | Inorganic structures |
NL8501848A (nl) * | 1985-06-27 | 1987-01-16 | Philips Nv | Werkwijze voor de vervaardiging van vormstukken uit hydroxyfosfaat. |
DD246476A1 (de) * | 1986-03-12 | 1987-06-10 | Karl Marx Stadt Tech Hochschul | Einteilige zementfrei verankerbare biokompatible hueftgelenkpfanne |
DE3609432A1 (de) * | 1986-03-20 | 1987-09-24 | Kerstin Koerber | Sinterbare dentale abformmassen und ihre verwendung |
JPS62281953A (ja) * | 1986-05-28 | 1987-12-07 | 旭光学工業株式会社 | 骨補填材 |
JPS62295666A (ja) * | 1986-06-16 | 1987-12-23 | 呉羽化学工業株式会社 | 連続二次元多孔型インプラント材及びその製造法 |
USRE35340E (en) * | 1986-07-05 | 1996-10-01 | Asahi Kogaku Kogyo K.K. | Packing material for liquid chromatography |
US4889833A (en) * | 1986-10-06 | 1989-12-26 | Kuraray Co., Ltd. | Granular inorganic moldings and a process for production thereof |
GB2199541A (en) * | 1986-10-16 | 1988-07-13 | Rig Design Services | Production of engineering drawings |
JPS63125259A (ja) * | 1986-11-14 | 1988-05-28 | 旭光学工業株式会社 | リン酸カルシウム系多孔質骨補填材 |
DE3642201C1 (de) * | 1986-12-10 | 1988-06-16 | Radex Deutschland Ag | Feuerfestes keramisches Bauteil |
NL8700113A (nl) * | 1987-01-19 | 1988-08-16 | Groningen Science Park | Entstuk, geschikt voor behandeling door reconstructieve chirurgie, met weefsel specifieke porositeit, alsmede werkwijze ter vervaardiging van het entstuk. |
US4861733A (en) * | 1987-02-13 | 1989-08-29 | Interpore International | Calcium phosphate bone substitute materials |
JPS6456056A (en) * | 1987-08-26 | 1989-03-02 | Dental Chem Co Ltd | Hydroxyapatite bone filling material |
JP2706467B2 (ja) * | 1988-05-27 | 1998-01-28 | 住友大阪セメント株式会社 | 骨移植用人工骨構造体 |
FR2635772B1 (fr) * | 1988-08-23 | 1995-03-31 | Houllier Georges | Exploitation des poussieres residuaires du sciage et poncage du marbre et du granit pour l'elaboration d'une structure cellulaire |
JPH085712B2 (ja) * | 1988-09-15 | 1996-01-24 | 旭光学工業株式会社 | 配向性リン酸カルシウム系化合物成形体及び焼結体並びにそれらの製造方法 |
US5171720A (en) * | 1988-09-20 | 1992-12-15 | Asahi Kogaku Kogyo K.K. | Porous ceramic sinter and process for producing same |
US5073525A (en) * | 1989-10-23 | 1991-12-17 | Quigley Company, Inc. | Lightweight tundish refractory composition |
US5215941A (en) * | 1989-11-10 | 1993-06-01 | Asahi Kogaku Kogyo K.K. | Process for producing a sintered apatite article having a porous surface using an acidic buffer solution |
US5011495A (en) * | 1990-02-16 | 1991-04-30 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Army | Unique bone regeneration tricalcium phosphate |
US5213878A (en) * | 1990-03-23 | 1993-05-25 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Ceramic composite for electronic applications |
US5266248A (en) * | 1990-05-10 | 1993-11-30 | Torao Ohtsuka | Method of producing hydroxylapatite base porous beads filler for an organism |
ATE139126T1 (de) * | 1990-09-10 | 1996-06-15 | Synthes Ag | Membran für knochenregenerierung |
SE468502B (sv) * | 1991-06-03 | 1993-02-01 | Lucocer Ab | Poroest implantat |
US5306303A (en) * | 1991-11-19 | 1994-04-26 | The Medical College Of Wisconsin, Inc. | Bone induction method |
JPH0710640A (ja) * | 1993-06-25 | 1995-01-13 | Teruo Higa | 機能性セラミックスの製造法 |
US5552351A (en) * | 1993-11-29 | 1996-09-03 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Ceramic membranes having macroscopic channels |
DE4400073C3 (de) * | 1994-01-04 | 2002-02-28 | Burghardt Krebber | Zahnersatz aus faserverstärkten Verbundwerkstoffen und seine Verwendung |
US5770565A (en) * | 1994-04-13 | 1998-06-23 | La Jolla Cancer Research Center | Peptides for reducing or inhibiting bone resorption |
EP0760687B1 (de) | 1994-05-24 | 2002-08-28 | Implico B.V. | Biomaterial und implantat zur reparatur und ersatz von knochen |
ES2340999T3 (es) * | 1994-11-30 | 2010-06-14 | Biomet 3I, Llc | Prepacion de la superficie de un implante. |
US6652765B1 (en) * | 1994-11-30 | 2003-11-25 | Implant Innovations, Inc. | Implant surface preparation |
US5863201A (en) | 1994-11-30 | 1999-01-26 | Implant Innovations, Inc. | Infection-blocking dental implant |
US6491723B1 (en) | 1996-02-27 | 2002-12-10 | Implant Innovations, Inc. | Implant surface preparation method |
US5702449A (en) * | 1995-06-07 | 1997-12-30 | Danek Medical, Inc. | Reinforced porous spinal implants |
US6039762A (en) * | 1995-06-07 | 2000-03-21 | Sdgi Holdings, Inc. | Reinforced bone graft substitutes |
US5843289A (en) | 1996-01-22 | 1998-12-01 | Etex Corporation | Surface modification of medical implants |
US6033582A (en) | 1996-01-22 | 2000-03-07 | Etex Corporation | Surface modification of medical implants |
FR2744020B1 (fr) * | 1996-01-31 | 1998-04-10 | S H Ind | Procede de preparation d'un substitut osseux a base d'un produit apte a former une matrice ceramique |
GB2354519B (en) * | 1996-10-04 | 2001-06-13 | Dytech Corp Ltd | Production of porous ceramic articles |
US20040253279A1 (en) * | 1996-10-04 | 2004-12-16 | Dytech Corporation Limited | Production of porous articles |
DE19648270A1 (de) * | 1996-11-21 | 1998-05-28 | Basf Ag | Offenzellige poröse Sinterprodukte und Verfahren zu ihrer Herstellung |
US5730598A (en) * | 1997-03-07 | 1998-03-24 | Sulzer Calcitek Inc. | Prosthetic implants coated with hydroxylapatite and process for treating prosthetic implants plasma-sprayed with hydroxylapatite |
US6033438A (en) | 1997-06-03 | 2000-03-07 | Sdgi Holdings, Inc. | Open intervertebral spacer |
US6977095B1 (en) * | 1997-10-01 | 2005-12-20 | Wright Medical Technology Inc. | Process for producing rigid reticulated articles |
GB9821663D0 (en) | 1998-10-05 | 1998-11-25 | Abonetics Ltd | Foamed ceramics |
US6174311B1 (en) * | 1998-10-28 | 2001-01-16 | Sdgi Holdings, Inc. | Interbody fusion grafts and instrumentation |
US6328765B1 (en) * | 1998-12-03 | 2001-12-11 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Methods and articles for regenerating living tissue |
JP4358374B2 (ja) * | 1999-08-10 | 2009-11-04 | 日本特殊陶業株式会社 | 生体インプラント材の製造方法 |
US6479418B2 (en) * | 1999-12-16 | 2002-11-12 | Isotis N.V. | Porous ceramic body |
DE29922585U1 (de) * | 1999-12-22 | 2000-07-20 | Biovision GmbH, 98693 Ilmenau | Temporärer Knochendefektfüller |
US20020022885A1 (en) * | 2000-05-19 | 2002-02-21 | Takahiro Ochi | Biomaterial |
US6713420B2 (en) * | 2000-10-13 | 2004-03-30 | Toshiba Ceramics Co., Ltd. | Porous ceramics body for in vivo or in vitro use |
JP4070951B2 (ja) | 2000-12-07 | 2008-04-02 | ペンタックス株式会社 | 多孔質リン酸カルシウム系セラミックス焼結体の製造方法 |
US20050013973A1 (en) * | 2001-01-19 | 2005-01-20 | Richter Paul Wilhelm | Implant |
FR2820043A1 (fr) * | 2001-01-19 | 2002-08-02 | Technology Corp Poprieatry Ltd | Un implant |
US6949251B2 (en) * | 2001-03-02 | 2005-09-27 | Stryker Corporation | Porous β-tricalcium phosphate granules for regeneration of bone tissue |
CA2447683A1 (en) * | 2001-04-16 | 2002-10-24 | James J. Cassidy | Dense/porous structures for use as bone substitutes |
KR100426446B1 (ko) * | 2001-07-28 | 2004-04-13 | 홍국선 | 직선형 다공성 골 충진재 및 그 제조 방법 |
DE60215895T2 (de) * | 2001-09-13 | 2007-05-31 | Akira Myoi, Toyonaka | Poröse Calciumphosphat-Keramik für in vivo-Anwendungen |
AU2002325762B2 (en) * | 2001-09-24 | 2008-11-06 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Porous ceramic composite bone grafts |
JP4403268B2 (ja) * | 2001-10-21 | 2010-01-27 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | リン酸カルシウム多孔質焼結体の製造方法及びそれを用いた人工骨の製造方法 |
JP4540905B2 (ja) * | 2001-11-13 | 2010-09-08 | Hoya株式会社 | 焼結体の製造方法 |
TW200400062A (en) * | 2002-04-03 | 2004-01-01 | Mathys Medizinaltechnik Ag | Kneadable, pliable bone replacement material |
DE10337039A1 (de) | 2002-08-12 | 2004-03-18 | Pentax Corp. | Verfahren zum Herstellen eines Sinterpressteils, nach dem Verfahren hergestelltes Sinterpressteil und aus dem Sinterpressteil gefertigte Zellkulturbasis |
US8251700B2 (en) * | 2003-05-16 | 2012-08-28 | Biomet 3I, Llc | Surface treatment process for implants made of titanium alloy |
US20070010892A1 (en) * | 2003-08-27 | 2007-01-11 | Makoto Ogiso | Structural body constituted of biocompatible material impregnated with fine bone dust and process for producing the same |
JP4095584B2 (ja) * | 2004-06-15 | 2008-06-04 | 本田技研工業株式会社 | セラミック成形体及び金属基複合部材 |
US7473678B2 (en) | 2004-10-14 | 2009-01-06 | Biomimetic Therapeutics, Inc. | Platelet-derived growth factor compositions and methods of use thereof |
US7250550B2 (en) * | 2004-10-22 | 2007-07-31 | Wright Medical Technology, Inc. | Synthetic bone substitute material |
US20060111786A1 (en) * | 2004-11-22 | 2006-05-25 | Orthopedic Development Corporation | Metallic prosthetic implant for use in minimally invasive acromio-clavicular shoulder joint hemi-arthroplasty |
US20060111780A1 (en) * | 2004-11-22 | 2006-05-25 | Orthopedic Development Corporation | Minimally invasive facet joint hemi-arthroplasty |
US20060111779A1 (en) * | 2004-11-22 | 2006-05-25 | Orthopedic Development Corporation, A Florida Corporation | Minimally invasive facet joint fusion |
US8021392B2 (en) * | 2004-11-22 | 2011-09-20 | Minsurg International, Inc. | Methods and surgical kits for minimally-invasive facet joint fusion |
US8128696B2 (en) * | 2005-05-11 | 2012-03-06 | Hermann Mayr | System and implant for ligament reconstruction or bone reconstruction |
EP1933892B1 (de) * | 2005-09-09 | 2012-12-12 | Wright Medical Technology, Inc. | Zusammengesetzter knochen-transplantat-substitut-zement und daraus hergestellte artikel |
US8025903B2 (en) * | 2005-09-09 | 2011-09-27 | Wright Medical Technology, Inc. | Composite bone graft substitute cement and articles produced therefrom |
EP1951327A2 (de) | 2005-11-17 | 2008-08-06 | Biomimetic Therapeutics, Inc. | Kiefer- und gesichtsknochenerweiterung mithilfe von rhpdgf-bb und einer biokompatiblen matrix |
US20070128244A1 (en) * | 2005-12-05 | 2007-06-07 | Smyth Stuart K J | Bioceramic scaffolds for tissue engineering |
US20070179613A1 (en) * | 2006-01-30 | 2007-08-02 | Sdgi Holdings, Inc. | Passive lubricating prosthetic joint |
WO2007092622A2 (en) | 2006-02-09 | 2007-08-16 | Biomimetic Therapeutics, Inc. | Compositions and methods for treating bone |
US9161967B2 (en) | 2006-06-30 | 2015-10-20 | Biomimetic Therapeutics, Llc | Compositions and methods for treating the vertebral column |
JP5484047B2 (ja) | 2006-06-30 | 2014-05-07 | バイオミメティック セラピューティクス, エルエルシー | 回旋筋腱板傷害を処置するためのpdgf−生体マトリックス組成物および方法 |
US8043377B2 (en) | 2006-09-02 | 2011-10-25 | Osprey Biomedical, Inc. | Implantable intervertebral fusion device |
EP2086598B1 (de) | 2006-11-03 | 2015-05-27 | BioMimetic Therapeutics, LLC | Zusammensetzungen und verfahren für behandlungen von arthrodese |
US8048857B2 (en) | 2006-12-19 | 2011-11-01 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Flowable carrier compositions and methods of use |
US20080195476A1 (en) * | 2007-02-09 | 2008-08-14 | Marchese Michael A | Abandonment remarketing system |
JP5176198B2 (ja) * | 2007-02-21 | 2013-04-03 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | マクロポーラスな連通孔を持つセラミック多孔体の製造方法 |
US20090012620A1 (en) * | 2007-07-06 | 2009-01-08 | Jim Youssef | Implantable Cervical Fusion Device |
US9295564B2 (en) * | 2007-10-19 | 2016-03-29 | Spinesmith Partners, L.P. | Fusion methods using autologous stem cells |
US8597301B2 (en) * | 2007-10-19 | 2013-12-03 | David Mitchell | Cannula with lateral access and directional exit port |
US20090105824A1 (en) * | 2007-10-19 | 2009-04-23 | Jones Robert J | Spinal fusion device and associated methods |
US20090105775A1 (en) * | 2007-10-19 | 2009-04-23 | David Mitchell | Cannula with lateral access and directional exit port |
GB0801935D0 (en) | 2008-02-01 | 2008-03-12 | Apatech Ltd | Porous biomaterial |
CN102014977B (zh) | 2008-02-07 | 2015-09-02 | 生物模拟治疗有限责任公司 | 用于牵引成骨术的组合物和方法 |
US9616153B2 (en) | 2008-04-17 | 2017-04-11 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Rigid bone graft substitute |
US20090263507A1 (en) * | 2008-04-18 | 2009-10-22 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Biological markers and response to treatment for pain, inflammation, neuronal or vascular injury and methods of use |
BRPI0918611B8 (pt) | 2008-09-09 | 2021-06-22 | Biomimetic Therapeutics Inc | composição que compreende uma matriz biocompatível e um fator de crescimento derivado de plaqueta e kit |
US10610364B2 (en) | 2008-12-04 | 2020-04-07 | Subchondral Solutions, Inc. | Method for ameliorating joint conditions and diseases and preventing bone hypertrophy |
US20100145451A1 (en) | 2008-12-04 | 2010-06-10 | Derek Dee | Joint support and subchondral support system |
US9399086B2 (en) | 2009-07-24 | 2016-07-26 | Warsaw Orthopedic, Inc | Implantable medical devices |
US8529933B2 (en) * | 2009-07-27 | 2013-09-10 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Biphasic calcium phosphate cement for drug delivery |
CN107080834A (zh) | 2010-02-22 | 2017-08-22 | 生物模拟治疗有限责任公司 | 用于治疗腱病的血小板衍生生长因子组合物和方法 |
US8586179B1 (en) * | 2010-04-09 | 2013-11-19 | The Boeing Company | Mechanical attachment for micro-truss actively cooled structural insulation layer |
ES2911190T3 (es) | 2010-05-11 | 2022-05-18 | Howmedica Osteonics Corp | Compuestos organofosforados, de metales multivalentes y composiciones y métodos de red interpenetrantes adhesivos poliméricos |
US8765189B2 (en) | 2011-05-13 | 2014-07-01 | Howmedica Osteonic Corp. | Organophosphorous and multivalent metal compound compositions and methods |
US20130165540A1 (en) * | 2011-12-23 | 2013-06-27 | Skeletal Kinetics, Llc | Porous Calcium Phospate Granules and Methods of Making and Using the Same |
DE102015209007A1 (de) | 2015-05-15 | 2016-11-17 | Aesculap Ag | Knochenersatzmaterialien, Verfahren zur Herstellung eines Knochenersatzmaterials sowie medizinische Kits zur Behandlung von Knochendefekten |
RU2599524C1 (ru) * | 2015-06-22 | 2016-10-10 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт металлургии и материаловедения им. А.А. Байкова Российской академии наук (ИМЕТ РАН) | Способ получения пористой керамики из фосфатов кальция для лечения дефектов костной ткани |
US10737940B2 (en) | 2015-09-08 | 2020-08-11 | Nippon Paper Industries Co., Ltd. | Complexes of calcium phosphate microparticles and fibers as well as processes for preparing them |
CN108495595B (zh) | 2015-11-25 | 2022-02-01 | 软骨解决方案股份有限公司 | 用于修复解剖关节病症的方法、***和设备 |
US20170232151A1 (en) * | 2016-02-13 | 2017-08-17 | National Taiwan University | Bioresorbable synthetic bone graft |
US10471176B2 (en) | 2017-03-14 | 2019-11-12 | National Taiwan University | Composition material and method for free forming bone substitute |
CN107586146B (zh) * | 2017-03-15 | 2020-10-27 | 鲁东大学 | 一种碳纤维增韧羟基磷灰石生物陶瓷材料的方法 |
CN112250470A (zh) * | 2020-10-21 | 2021-01-22 | 深圳市博迪科技开发有限公司 | 羟基磷灰石降低电子雾化器具加热体基底脱落粉体的用途 |
Citations (18)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE858658C (de) * | 1950-05-14 | 1952-12-08 | Leube Werk K G | Herstellung von Schaumbeton |
DE936080C (de) * | 1949-12-09 | 1955-12-01 | Max Dr Landecker | Verfahren zur Herstellung eines haltbaren Schaumes aus Eiweissstoffen |
DE2606975A1 (de) * | 1975-02-24 | 1976-08-26 | Poul Joergen Jensen | Verfahren zur herstellung leichter, poroeser bau- und isolierstoffe |
DE2711219A1 (de) * | 1976-03-16 | 1977-09-29 | Scheicher Hans | Keramische massen |
DE2620890A1 (de) * | 1976-05-12 | 1977-11-17 | Battelle Institut E V | Knochenersatz-, knochenverbund- oder prothesenverankerungsmasse auf kalziumphosphatbasis |
CH604701A5 (de) * | 1974-02-25 | 1978-09-15 | Miter Inc | |
US4149893A (en) * | 1975-11-21 | 1979-04-17 | Tokyo Medical And Dental University | Orthopedic and dental implant ceramic composition and process for preparing same |
DE2756198B2 (de) * | 1976-12-17 | 1979-04-26 | Asahi-Dow Ltd., Tokio | Anorganischer Schaumstoff auf Basis von Metallphosphaten, Verfahren zu dessen Herstellung und dessen Verwendung als Wärmeschutzmaterial |
DE2840064A1 (de) * | 1978-09-14 | 1980-03-20 | Scheicher Hans | Verfahren zur herstellung von hydroxylapatithaltigen massen, hydroxylapatithaltige massen und verwendung derselben |
DE2905878A1 (de) * | 1979-02-16 | 1980-08-28 | Merck Patent Gmbh | Implantationsmaterialien und verfahren zu ihrer herstellung |
DE3038047A1 (de) * | 1979-10-08 | 1981-04-09 | Mitsubishi Mining & Cement Co. Ltd., Tokyo | Fuellmaterial |
JPS56166843A (en) * | 1980-05-28 | 1981-12-22 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Filler for bone broken section and void section |
DE3123460A1 (de) * | 1980-06-13 | 1982-02-04 | Mitsubishi Mining & Cement Co. Ltd., Tokyo | Verfahren zur herstellung eines poroesen sinterkoerpers aus calciumphosphat |
DE3046791A1 (de) * | 1980-12-12 | 1982-07-08 | Dr. C. Otto & Comp. Gmbh, 4630 Bochum | "verfahren zur herstellung von poroesen keramischen erzeugnissen" |
GB2100246A (en) * | 1981-06-16 | 1982-12-22 | Armstrong World Ind Inc | Phosphate ceramic materials |
US4375516A (en) * | 1982-03-02 | 1983-03-01 | Armstrong World Industries, Inc. | Rigid, water-resistant phosphate ceramic materials and process for preparing them |
AT370710B (de) * | 1974-08-02 | 1983-04-25 | Sterling Drug Inc | Verfahren zur herstellung einer poroesen, polykristallinen sinterkeramik |
JPS58110408A (ja) * | 1981-12-18 | 1983-07-01 | Yoshida Dental Mfg Co Ltd | アルフア型第3リン酸カルシウムの製造方法 |
Family Cites Families (17)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US1934383A (en) * | 1931-05-21 | 1933-11-07 | Johns Manville | Process of making permeable ceramic products |
US1992916A (en) * | 1931-08-17 | 1935-02-26 | Johns Manville | Permeable ceramic material and process of making the same |
US3416935A (en) * | 1965-07-02 | 1968-12-17 | Dresser Ind | Insulating refractories |
US3497455A (en) * | 1969-01-13 | 1970-02-24 | Morton Int Inc | Low density foamed metal oxides |
US3929971A (en) * | 1973-03-30 | 1975-12-30 | Research Corp | Porous biomaterials and method of making same |
GB1522182A (en) * | 1974-08-02 | 1978-08-23 | Sterling Drug Inc | Ceramic material |
DE2827529C2 (de) * | 1978-06-23 | 1982-09-30 | Battelle-Institut E.V., 6000 Frankfurt | Implantierbarer Knochenersatzwerkstoff bestehend aus einem Metallkern und aus bioaktiven, gesinterten Calciumphosphat-Keramik-Partikeln und ein Verfahren zu seiner Herstellung |
US4312821A (en) * | 1979-04-30 | 1982-01-26 | Sterling Drug Inc. | Ceramic forming process |
JPS577856A (en) * | 1980-06-13 | 1982-01-16 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Manufacture of calcium phosphate porous body |
NL8101674A (nl) * | 1981-04-03 | 1982-11-01 | Delphi Dental Ind | Implantaatmateriaal uit keramisch materiaal. |
JPS5858041A (ja) * | 1981-10-05 | 1983-04-06 | 三菱鉱業セメント株式会社 | 骨欠損部及び空隙部充てん材 |
US4503157A (en) * | 1982-09-25 | 1985-03-05 | Ina Seito Co., Ltd. | Sintered apatite bodies and composites thereof |
DE3305445A1 (de) * | 1983-02-11 | 1984-08-16 | Schweizerische Aluminium Ag, Chippis | Keramischer, mit poren versehener filterkoerper und ein verfahren zum herstellen desselben |
NL8402158A (nl) * | 1983-07-09 | 1985-02-01 | Sumitomo Cement Co | Poreus keramisch materiaal en werkwijze voor de bereiding daarvan. |
US4680230A (en) * | 1984-01-18 | 1987-07-14 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Particulate ceramic useful as a proppant |
US4708740A (en) * | 1984-04-11 | 1987-11-24 | Olin Corporation | Technique for forming silicon carbide coated porous filters |
EP0202908B1 (de) * | 1985-05-20 | 1991-01-09 | Sumitomo Chemical Company, Limited | Verfahren zur Herstellung endossaler Implantate |
-
1984
- 1984-07-06 NL NL8402158A patent/NL8402158A/nl not_active Application Discontinuation
- 1984-07-06 US US06/628,600 patent/US4654314A/en not_active Expired - Fee Related
- 1984-07-09 SE SE8403619A patent/SE461393B/sv not_active IP Right Cessation
- 1984-07-09 IT IT21817/84A patent/IT1174599B/it active
- 1984-07-09 KR KR1019840003977A patent/KR910001352B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1984-07-09 FR FR848410888A patent/FR2548661B1/fr not_active Expired - Fee Related
- 1984-07-09 AU AU30414/84A patent/AU577299B2/en not_active Ceased
- 1984-07-09 DE DE3425182A patent/DE3425182C2/de not_active Expired - Fee Related
- 1984-07-09 GB GB08417436A patent/GB2142919B/en not_active Expired
-
1987
- 1987-09-16 MY MYPI87001698A patent/MY101898A/en unknown
-
1988
- 1988-10-29 SG SG747/88A patent/SG74788G/en unknown
- 1988-12-12 SE SE8804480A patent/SE465776B/sv not_active IP Right Cessation
- 1988-12-12 SE SE8804479A patent/SE465775B/sv not_active IP Right Cessation
- 1988-12-12 SE SE8804478A patent/SE465774B/sv not_active IP Right Cessation
-
1989
- 1989-02-16 HK HK148/89A patent/HK14889A/xx not_active IP Right Cessation
- 1989-03-20 US US07/325,098 patent/US4963145A/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (21)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE936080C (de) * | 1949-12-09 | 1955-12-01 | Max Dr Landecker | Verfahren zur Herstellung eines haltbaren Schaumes aus Eiweissstoffen |
DE858658C (de) * | 1950-05-14 | 1952-12-08 | Leube Werk K G | Herstellung von Schaumbeton |
CH604701A5 (de) * | 1974-02-25 | 1978-09-15 | Miter Inc | |
AT370710B (de) * | 1974-08-02 | 1983-04-25 | Sterling Drug Inc | Verfahren zur herstellung einer poroesen, polykristallinen sinterkeramik |
DE2606975A1 (de) * | 1975-02-24 | 1976-08-26 | Poul Joergen Jensen | Verfahren zur herstellung leichter, poroeser bau- und isolierstoffe |
US4149893A (en) * | 1975-11-21 | 1979-04-17 | Tokyo Medical And Dental University | Orthopedic and dental implant ceramic composition and process for preparing same |
DE2711219A1 (de) * | 1976-03-16 | 1977-09-29 | Scheicher Hans | Keramische massen |
DE2620890A1 (de) * | 1976-05-12 | 1977-11-17 | Battelle Institut E V | Knochenersatz-, knochenverbund- oder prothesenverankerungsmasse auf kalziumphosphatbasis |
DE2756198B2 (de) * | 1976-12-17 | 1979-04-26 | Asahi-Dow Ltd., Tokio | Anorganischer Schaumstoff auf Basis von Metallphosphaten, Verfahren zu dessen Herstellung und dessen Verwendung als Wärmeschutzmaterial |
DE2840064A1 (de) * | 1978-09-14 | 1980-03-20 | Scheicher Hans | Verfahren zur herstellung von hydroxylapatithaltigen massen, hydroxylapatithaltige massen und verwendung derselben |
DE2905878A1 (de) * | 1979-02-16 | 1980-08-28 | Merck Patent Gmbh | Implantationsmaterialien und verfahren zu ihrer herstellung |
DE3038047A1 (de) * | 1979-10-08 | 1981-04-09 | Mitsubishi Mining & Cement Co. Ltd., Tokyo | Fuellmaterial |
GB2078696A (en) * | 1980-05-28 | 1982-01-13 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Porous Calcium Phosphate Body |
DE3121182A1 (de) * | 1980-05-28 | 1982-02-04 | Mitsubishi Mining & Cement Co. Ltd., Tokyo | Fuellmaterial zum fuellen von defekten oder hohlraeumen in knochen |
JPS56166843A (en) * | 1980-05-28 | 1981-12-22 | Mitsubishi Mining & Cement Co | Filler for bone broken section and void section |
DE3123460A1 (de) * | 1980-06-13 | 1982-02-04 | Mitsubishi Mining & Cement Co. Ltd., Tokyo | Verfahren zur herstellung eines poroesen sinterkoerpers aus calciumphosphat |
DE3046791A1 (de) * | 1980-12-12 | 1982-07-08 | Dr. C. Otto & Comp. Gmbh, 4630 Bochum | "verfahren zur herstellung von poroesen keramischen erzeugnissen" |
GB2100246A (en) * | 1981-06-16 | 1982-12-22 | Armstrong World Ind Inc | Phosphate ceramic materials |
DE3222078A1 (de) * | 1981-06-16 | 1983-02-24 | Armstrong World Industries, Inc., 17604 Lancaster, Pa. | Harte, wasserbestaendige, phosphathaltige keramikmaterialien und verfahren zu deren herstellung |
JPS58110408A (ja) * | 1981-12-18 | 1983-07-01 | Yoshida Dental Mfg Co Ltd | アルフア型第3リン酸カルシウムの製造方法 |
US4375516A (en) * | 1982-03-02 | 1983-03-01 | Armstrong World Industries, Inc. | Rigid, water-resistant phosphate ceramic materials and process for preparing them |
Non-Patent Citations (3)
Title |
---|
DE-Buch: Langenbecks, Springer Verlag: LangenbecksArchiv für Chirurgie, 1976, S.77-86 * |
DE-Sonderdruck der Zeitschrift: Chemie Ingenieur Technik, 47. Jahrg. 1975, H.8, S.327-333 * |
DE-Z.: Ber. DKG 37, (1960), H. 1, S. 11-22 * |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19825419A1 (de) * | 1998-06-06 | 1999-12-09 | Gerber Thomas | Verfahren zur Herstellung hochporöser Festkörper |
DE19825419C2 (de) * | 1998-06-06 | 2002-09-19 | Gerber Thomas | Verfahren zur Herstellung eines hochporösen Knochenersatzmaterials sowie dessen Verwendung |
DE10018394B4 (de) * | 1999-04-13 | 2009-11-19 | Covalent Materials Corp. | Poröser Kalziumphosphat-Sinterkörper und dessen Herstellung |
DE19956503A1 (de) * | 1999-11-24 | 2001-06-21 | Universitaetsklinikum Freiburg | Spritzbares Knochenersatzmaterial |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
SE8403619L (sv) | 1985-01-10 |
SE465776B (sv) | 1991-10-28 |
SE8804480D0 (sv) | 1988-12-12 |
SE8804478L (sv) | 1988-12-12 |
US4654314A (en) | 1987-03-31 |
SE8804479L (sv) | 1988-12-12 |
NL8402158A (nl) | 1985-02-01 |
HK14889A (en) | 1989-02-24 |
FR2548661A1 (fr) | 1985-01-11 |
SE461393B (sv) | 1990-02-12 |
SE465774B (sv) | 1991-10-28 |
US4963145A (en) | 1990-10-16 |
SE465775B (sv) | 1991-10-28 |
SE8804478D0 (sv) | 1988-12-12 |
AU577299B2 (en) | 1988-09-22 |
KR850001136A (ko) | 1985-03-16 |
GB8417436D0 (en) | 1984-08-15 |
IT8421817A1 (it) | 1986-01-09 |
IT1174599B (it) | 1987-07-01 |
DE3425182A1 (de) | 1985-01-24 |
SE8804479D0 (sv) | 1988-12-12 |
KR910001352B1 (ko) | 1991-03-04 |
FR2548661B1 (fr) | 1991-12-27 |
SE8403619D0 (sv) | 1984-07-09 |
GB2142919B (en) | 1987-07-01 |
IT8421817A0 (it) | 1984-07-09 |
AU3041484A (en) | 1985-01-10 |
MY101898A (en) | 1992-02-15 |
SE8804480L (sv) | 1988-12-12 |
GB2142919A (en) | 1985-01-30 |
SG74788G (en) | 1989-03-23 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE3425182C2 (de) | Poröses osteogenetisches keramisches Material und Verfahren zu seiner Herstellung sowie seine Verwendung | |
DE68913152T2 (de) | Kunstknochenstruktur für knochentransplantation. | |
DE3121182C2 (de) | Füllmaterial zum Füllen von Defekten oder Hohlräumen in Knochen | |
DE3831260C2 (de) | ||
DE3526335C2 (de) | ||
EP1227851B1 (de) | Resorbierbares knochen-implantatmaterial sowie verfahren zur herstellung desselben | |
DE69024993T2 (de) | Beschichtete Biomaterialien und Verfahren zu ihrer Herstellung | |
DE3832942A1 (de) | Keramischer verbundkoerper und verfahren zu dessen herstellung | |
DE102009060623B4 (de) | Künstlicher Knochen, der von autogenem Knochen absorbierbar und ersetzbar ist, sowie sein Herstellungsverfahren | |
DE102004057212B4 (de) | Poröse Calciumphosphat-Keramik und Verfahren zu deren Herstellung | |
DE2855368A1 (de) | Whitlockit-keramik | |
DE10018394A1 (de) | Poröser Calciumphosphat-Sinterkörper und dessen Herstellung | |
DE2242867B2 (de) | Verfahren zur Herstellung implantierbarer, keramischer Knochenersatz-, Knochenverbund- oder Prothesenverankerungswerkstoffe | |
DE68915265T2 (de) | Ärztliches und zahnärztliches vernetzbares material. | |
DE2717506A1 (de) | Keramisches knochenimplantat | |
DE10066312B4 (de) | Verfahren zur Herstellung eines synthetischen Füllmaterials und temporärer Knochendefektfüller | |
DE60118683T2 (de) | Poröser Keramikkörper für in vivo oder in vitro Gebrauch | |
JPS6016879A (ja) | 多孔質セラミツク材料 | |
DE19825419A1 (de) | Verfahren zur Herstellung hochporöser Festkörper | |
DE10252798B4 (de) | Verfahren zum Herstellen eines Sinterstücks und Sinterstück | |
DE10331017A1 (de) | Calciumphosphat-Kunstharz-Verbundkörper und Verfahren zu dessen Herstellung | |
DE10332851A1 (de) | Calciumphosphat-Kunstharz-Metall-Kompositkörper und Verfahren zu dessen Herstellung | |
JPH0566909B2 (de) | ||
DE102008023911A1 (de) | Knochenersatzmaterial | |
EP3468627B1 (de) | Knochenersatzmaterial aus zirkondioxidkeramik |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OR8 | Request for search as to paragraph 43 lit. 1 sentence 1 patent law | ||
8128 | New person/name/address of the agent |
Representative=s name: HENKEL, G., DR.PHIL. FEILER, L., DR.RER.NAT. HAENZ |
|
8105 | Search report available | ||
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |