DE3587247T2

DE3587247T2 - Poroeses flexibles metallfasermaterial fuer chirurgische implantation.

Info

Publication number: DE3587247T2
Application number: DE8585113129T
Authority: DE
Inventors: Paul Ducheyne
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1984-10-17
Filing date: 1985-10-16
Publication date: 1993-09-16
Anticipated expiration: 2005-10-17
Also published as: EP0178650A2; DE3587247D1; EP0178650B1; CA1264674A; EP0178650A3; US4693721A

Description

Diese Erfindung betrifft eines neues biokompatibles poröses Metallfaser-Maschenmaterial, welches in der rekonstruktiven Knochenchirurgie Anwendung findet, d. h. bei der Implantations- Chirurgie zum Wiederaufbauen oder Ersetzen von verletzten Knochen, und welches die Funktion hat, ein Hereinwachsen von Knochengewebe in das Maschenmaterial zwecks Stabilisierung des rekonstruierten Knochens zu gestatten.
Es ist bekannt, verschiedene Formen von Prothesen wie Hüftprothesen mit einer porösen Oberfläche vorzusehen, welche gesinterte Metallfasern aufweist, um eine Knochen-Hereinwachs- Oberfläche zu schaffen, welche das natürliche Knochengewebe umgibt, welches so in das poröse Material hereinwachsen kann, um die implantierte Vorrichtung zu stabilisieren.
Beispielsweise ist aus der US-A-3,992,725 ein Fasermaterial bekannt, welches eine bevorzugte Zusammensetzung aus Kohle- und Graphitfasern aufweist und wahlweise mit metallischen oder keramischen Fasern versehen ist, welche mit Hilfe von gesintertem Polytetraflouräthylen (PTFE) zum Zusammenhaften gebracht werden. Dieses Material wird mit der Oberfläche eines Implantats verbunden, um das Implantat durch das Begünstigen des Hereinwachsens von Knochengewebe zu stabilisieren.
Aus der Druckschrift US-A-4,064,567 ist ein aus Metalldraht wie Titan, rostfreiem Stahl oder Chrom-Kobalt gewebtes Maschenmaterial bekannt. Das Maschenmaterial wird als Verstärkungselement in Verbindung mit Knochenzement verwendet, um eine Bruchbildung zu hemmen und die Form und den Zusammenhalt des Zements zu gewährleisten, wenn der Zement für das Befestigen einer implantierten Vorrichtung verwendet wird.
Aus der US-A-3,906,550 ist eine Prothesenvorrichtung bekannt, welche mit einer Metallfaserstruktur geeigneten Querschnitts zum angemessenen Tragen von Lasten versehen ist, wobei an der Oberfläche eines soliden Lasttrageelements eine poröse Metallfaserstruktur befestigt ist. Die poröse Metallfaserstruktur wurde durch Formen und Sintern von kurzen Metallfasern erzeugt, welche vorzugsweise zu einer schleifenförmigen Form vor dem Abschneiden gebogen werden. In der Praxis werden die kurzen Metallfasern mechanisch zu ihrer gewünschten genauen Form unter Verwendung von Prägestempeln und sich bewegenden Stanzelementen geformt, um ein dreidimensionales, mechanisch miteinander verknüpftes Maschenwerk von Fasern zu erzeugen, welche dann gesintert wird. Das gesinterte, zusammenhängende Metallfaser-Produkt weist eine Porösität in einem Bereich von 10 bis 70% auf und vorzugsweise von 40 bis 50% pro Flächeneinheit. Die Ausgangs-Metalldrähte können eine Länge in einem Bereich von 1,3 bis 3,8 cm (von 13 bis 38 mm) und einen Durchmesser in einem Bereich von 0,013 bis 0,030 cm (von 130 bis 300 um) aufweisen.
Aus der US-A-3,605,123 ist eine Prothesenvorrichtung mit einer porösen Metall-Oberflächenschicht auf einem Basisstoff hoher Dichte des gleichen Metalls angeordnet. Die poröse Oberflächenschicht wurde mittels eines Plasma-Sprühvorgangs in der Weise hergestellt, daß die Dichte dieser Oberflächenschicht an der Verbindungsstelle mit der Basis am größten ist und in Richtung der äußeren Oberfläche zunehmend kleiner wird.
Eine andere Ausführungsweise wird bei der US-A-3,048,703 angewendet, wobei der Bereich gesteuerter Porösität auf der Außenoberfläche der Prothesenvorrichtung durch Befestigen einer Schraubenfeder aus Metall auf der Außenoberfläche erzeugt wird.
Eine Struktur mit unterschiedlichen Graden von Porösität, welcher von höchstmöglicher Dichte an der Innenoberfläche bis zu einer hohen Porösität an der Außenoberfläche reicht, ist aus der EP-A-0016480 bekannt. Gemäß diesem Dokument ist eine flüssigkeitsdichte, strumpfartige Buchse oder Innentasche mit einer durch herumgewundene Fasern erzeugten strukturierten Oberfläche vorgesehen, wobei die Fasern aus dem gleichen Material wie die Buchse bestehen, um welche sie herumgewickelt sind, während die letztere sich immer noch auf dem Kern befindet, auf welchem sie geformt wurde. Die strumpfartige Innentasche mit der strukturierten (porösen) Oberfläche kann zum Verankern des Schafts einer Endoprothese mittels Knochenzements verwendet werden, welcher in das Innere der Tasche eingebracht wird, während die strukturierte Oberfläche das Hereinwachsen von Gewebe begünstigt.
Eine strumpfartige Prothesenvorrichtung ist ebenfalls aus der DE-A-2,842,847 bekannt. Entsprechend diesem Dokument kann eine trichterförmig geformte Maschenmaterial-Prothese aus einander kreuzenden und miteinander verbundenen Stahldrähten oder Fasern geformt werden, welche eine gewisse Deformation in einer Richtung senkrecht zu der Oberfläche des Maschenmaterials und in einem geringeren Maße in der Ebene der Maschen erlaubt.
Die Erfinder des vorliegenden Anmeldungsgegenstandes hat bereits früher ein porös es Verbundmaterial für Prothesenvorrichtungen gemäß der GB-A-2,059,267 geschaffen. Das poröse Verbundmaterial weist mindestens eine Schicht von Metalldrahtmaschen auf, welche mit einem Metallsubstrat mittels eines metallurgischen Verbunds an den Kontaktpunkten verbunden sind.
Während eine Mehrzahl dieser und anderer porös er Materialien mit einem unterschiedlichen Maß an Erfolg als oder in Verbindung mit Prothesenvorrichtungen für chirurgische Implantationen verwendet wurden, so verblieb immer noch ein Bedarf, poröse biokompatible Materialien zu schaffen, welche kein Vorformen in eine spezielle Form oder Konfiguration sowie kein Verbinden mit einem Basismetall erfordern, und welche in hohem Maße flexibel und verformbar sind, so daß eine breitere Anwendungsmöglichkeit im Vergleich zur Vergangenheit ermöglicht wird. Es ist ebenfalls wünschenswert, ein poröses Material zum Ermöglichen des Hereinwachsens von Knochengewebe zu schaffen, welche es durch entsprechende Formgebung enger an die Knochenoberfläche angepaßt werden kann und das Material auf diese Weise gegen die Knochenoberfläche anliegt, während gleichzeitig keine Beschränkung auf einen bestimmten chirurgischen Eingriff erforderlich ist, wie dies im Fall der strumpfartigen Prothesenvorrichtung nach der DE-A-2,842,847 und der EP-A-0,016,480 der Fall ist, welche auf die Anwendung für eine Hüftgelenk-Endoprothese beschränkt sind.
Ein solcher Versuch, ein flexibles, poröses Fasermaterial zu schaffen, welches für die Implantation und für das Hereinwachsen von Knochengewebe geeignet ist, ist in der oben erwähnten US-A-3,992,725 beschrieben. Dieses Patent beschreibt eine poröse Kohlefaser-Polytetraflouräthylen-Zusammensetzung, welche unter dem Warenzeichen "Proplast" im Handel verkauft wird. Gemäß der Begleitliteratur zu diesem Produkt weist die flexible, nichtmetallische Faserzusammensetzung eine verbindende Porengröße größer als 200 um auf, welche für das Hereinwachsen von Knochengewebe einen grundsätzlich akzeptablen Wert darstellt.
Wie jedoch durch Spector et al. in Journal of Biomedical Materials Research, Vol. 13, 677-682 (1979) beschrieben wird, sowie in den darin zitierten Literaturstellen, bildet sich nur faseriges Gewebe, nicht jedoch Knochen in den inneren Poren von Proplast. Die Analyse durch Spector et al. hat gezeigt, daß Proplast eine durchschnittliche Porengröße von nur 75 um und Verbindungsporen mit einem Durchmesser von weniger als 50 um aufweist. Es wurde daraus geschlossen, daß die Porengrößen- Konfiguration ein inherentes Ergebnis des Herstellungsvorgangs ist, wobei die Poren durch Auflösung von Salzkristallen erzeugt werden, welche dem Gemisch von Kohlefasern und PTFE vor dem Verdichten, Walzen und Sintern hinzugefügt wurden.
Ein Hauptproblem bei kompletten Hüftprothesen ist die Neigung dazu, daß eins oder beide der Einzelelemente (Oberschenkelelement und Hüftgelenkspfannenelement) sich während des Gebrauchs löst bzw. lösen. Dieses Lösen kann beispielsweise von Knochenresorption oder Zersetzung des Knochenzements herrühren. Was auch immer die Ursache sein mag, wenn ein solches Lösen auftritt, kann eine punktuelle Knochenabnutzung die Folge sein und dies erfordert, daß der Patient einem wiederholten chirurgischen Eingriff unterzogen wird. Diese erneute Operation hinsichtlich des gelösten Implantats ist ein schwieriger Vorgang und die derzeitigen Techniken sind nicht voll zufriedenstellend.
Beispielsweise wird die erneute Überarbeitung der Oberschenkelkomponente grundsätzlich durch eine der folgenden Eingriffe erzielt.
Eine Oberschenkelprothese ähnlich dem Original wird erneut eingesetzt und der Hohlraum wird mit einer dickeren Zementschicht aufgefüllt. Das Problem bei dieser Vorgehensweise ist, daß die Dicke der akzeptablen Zementschicht grundsätzlich nicht mehr als 5 mm betragen soll. Bei mehr Zement hat die während der Polymerisation auftretende maximale Temperatur eine Wärme-Nekrose des umgebenden Knochengewebes zur Folge. Ebenso ist eine dickere Zementschicht grundsätzlich anfälliger für Fehler aufgrund von Spannungsrissen und weist insgesamt minderwertigere mechanische Eigenschaften auf.
Als Alternative wurde eine dickere Prothese mit einer Zementschicht normalerer Dicke, beispielsweise 3 mm, verwendet. Jedoch wird bei einem dickeren Metallschaft mit unakzeptabel großer Anteil der Gelenklast von dem Implantat anstatt von dem Knochen getragen. Dies folgt teilweise aus dem wesentlich höheren Elastizitätsmodul des Metalls im Vergleich zu dem Knochen. Ein Mangel an Spannung in dem Knochen kann zu einer Schrumpfung aufgrund fehlender Belastung führen. Auf diese Weise besteht eine hohe Neigung, daß die neu implantierte Prothese sich aufgrund der endostealen Resorption erneut löst.
Es wurde ebenfalls vorgeschlagen, einen Maschendraht zum Verstärken der dickeren Zementschichten zum Vergrößern von deren Festigkeit zu verwenden, jedoch bleibt in diesem Fall immer noch das Problem der hohen Polymerisationstemperaturen und der verschiedenen zytotoxischen Reaktionen auf den Zement.
Das trichterförmig geformte Maschenmaterial gemäß der DE-A-2,842,847 wird während der Anwendung mit Knochenzement gefüllt und diese Anordnung wird mit dem darin eingesetzten Prothesenschaft in den aufnehmenden Hohlraum des Knochens eingesetzt. Obgleich die Faserform des Maschenmaterials einige Deformationen erlaubt, wird hierbei jedoch weder versucht, das Maschenmaterial eng an den Hohlraum des Knochens anzupassen, noch erfolgt ein Hereinwachsen von Knochen in das besagte Maschenmaterial. Vielmehr ist das Maschenmaterial vom Prinzip her dafür vorgesehen, eine verstärkende Armierung für den Zement auszubilden.
Die strumpfförmige Buchse gemäß der EP-A-0,016,480 scheint einige kleine Verbesserungen in dieser Hinsicht zu gewährleisten, weil die Buchse ausreichend dünn und flexibel ist, um Deformationen für die Anpassung an den in dem Knochen ausgebildeten Hohlraum zu gestatten, wenn die Tasche aufgrund des Einbringens des Zements und des Prothesenschafts in die Innentasche ausgedehnt wird, wobei die äußere, strukturierte, poröse Oberfläche ein Hereinwachsen von Knochengewebe erlaubt. Während jedoch die undurchdringliche Buchse einige Probleme vermeidet, welche durch die bei der Polymerisation entstehende Wärme und die Zytotoxizität hervorgerufen werden, bleibt immer noch das Problem der Lastverteilung zwischen dem Knochen, Zement und der Metallprothese. Darüber hinaus, wie bereits weiter oben erwähnt, haben derartige Buchsen nur die vorgenannte spezielle Anwendbarkeit bei Endoprothesen.
Für die Oberschenkel-Komponente besteht das vorliegende Verfahren in einfachem Auffüllen des verfügbaren Hohlraums mit Zement. Abgesehen von den zuvor beschriebenen Machteilen einer zu dicken Zementschicht, ergibt sich auch das Problem eines unzureichenden Knochenschafts zum Festhalten der ein zementierten Hüftgelenkspfanne.
Die poröse Metallfaserstruktur nach der US-A-3,906,550 kann zum Auffüllen des Oberschenkel-Hohlraums verwendet werden und wird daran durch Hereinwachsen von Knochengewebe fixiert. Während ein deutlicher Erfolg erzielt wird, besteht immer noch das Problem, daß das Material im wesentlichen steif und nicht deformierbar ist und zu der genauen Form des jeweiligen Hohlraums präzise vorgeformt werden muß und erforderlichenfalls einem erneuten Preßvorgang unterzogen werden muß, um eine spielfreie Passung zu erzielen.
Demgemäß ist eine Aufgabe der Erfindung, ein poröses, deformierbares und flexibles, biokompatibles Material für ein breites Anwendungsgebiet in der rekonstruktiven Chirurgie zu schaffen, einschließlich dem Wiederaufbau und/oder dem Ersetzen von verletzten oder verschlissenen Knochenstrukturen.
Es ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, die Verfahren zur rekonstruktiven Knochenchirurgie durch Vorsehen eines flexiblen Materials zu verbessern, welche ein Hereinwachsen von Knochengewebe erlauben und eng an die Oberfläche(n) des gesunden, auf zubauenden Knochens angepaßt werden kann (können), als auch an die Geometrie einer künstlichen Prothesenvorrichtung im Fall der Knochenersatz-Chirurgie durch Anpressen des flexiblen Materials angepaßt werden kann.
Zum Erreichen dieser Aufgaben wurde erfindungsgemäß ein biokompatibles, poröses Metallfaser-Maschenmaterial geschaffen, welches sich für die wiederaufbauende Knochenchirurgie eignet, wobei das Material im wesentlichen aus einer Mehrzahl von biologisch inerten Metallfasern besteht, welche miteinander im Eingriff stehen und miteinander verschlungen sind, um ein poröses Maschenmaterial auszubilden, wobei das Maschenmaterial eine derartige Porösität aufweist, daß Knochengewebe in die Poren des Maschenmaterials eindringen kann, wenn ein solches Maschenmaterial gegen die Oberfläche der Knochenstruktur eines lebenden Menschens oder Tiers angepreßt wird, dadurch gekennzeichnet, daß
- das Maschenmaterial die Form einer Platte mit einer Dicke in einem Bereich von 1 bis 15 mm und einer Porösität in einem Bereich von 80% bis 92% aufweist,
- jede der Metallfasern der Platte eine Länge in einem Bereich von 2 bis 50 mm aufweist, einen Durchmesser in einem Bereich von 40 bis 100 um aufweist und ein Länge-zu-Durchmesser- Verhältnis von mindestens 125 aufweist,
- die poröse Platte flexibel und von Hand einfach verformbar ist, ohne ihren strukturellen Zusammenhalt zu verlieren.
Das erfindungsgemäße poröse Fasermaschenmaterial weist derartige Porengrößen auf, daß das Knochengewebe in die Poren davon eindringen kann, wenn das poröse Maschenmaterial gegen den lebenden Knochen gedrückt gehalten wird. Das Maschenmaterial kann deutlichem Biegen und Formgeben ohne einen Verlust des strukturellen Zusammenhalts einschließlich der Porengrößenverteilung und der Volumendichte ausgesetzt werden.
Gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wurden die Metallfasern des porösen Fasermaschenmaterials an ihren Kontaktpunkten gesintert.
Mittels des erfindungsgemäßen porösen Metallfaser- Maschenmaterials können die herkömmlichen Verfahren zum Ersetzen eines verletzten Teils des menschlichen oder tierischen Skeletts mittels einer künstlichen Prothesenvorrichtung wie eines künstlichen Hüftgelenks verbessert werden. Wenn der beschädigte Teil chirurgisch entfernt wurde, um eine Aufnahmefläche in dem verbleibenden Teil des Skeletts zum Verbinden mit der Prothesenvorrichtung zu formen, wird das verbesserte Verfahren durch Anpressen der umgekehrten porösen Fasermaschenmaterials auf die Aufnahmeoberfläche zum Anpassen an die Form dieser Oberfläche durchgeführt, wonach eine Schicht von Knochenzement auf der freien Fläche des Maschenmaterials geformt wird und die Prothesenvorrichtung gegen die Schicht aus Knochenzement plaziert wird, um dadurch den Zement in die Poren des Fasermaschenmaterials zu drücken. Der Knochenzement durchdringt nur einen Teil der Gesamtdicke des Fasermaschenmaterials und eine unmittelbare Stabilisierung der Prothesenvorrichtung wird durch das Aushärten des Knochenzements erreicht. Eine Langzeitstabilisierung wird dann durch das Hereinwachsen von Knochengewebe in die Poren des Maschenmaterials erzielt, welches in Kontakt mit der Aufnahmeoberfläche des gesunden Knochens steht.
Beim Reparieren oder Rekonstruieren einer beschädigten Knochenstruktur mit einer oder mehreren Rissen oder Hohlräumen oder anderer Öffnungen oder Räume, werden die Risse oder Hohlräume einfach mit dem oben beschriebenen porösen Metallfaser-Maschenmaterial mit oder ohne Hinzufügung von Knochenzement derart aufgefüllt, daß das poröse Fasermaschenmaterial an die Oberflächen des gesunden Knochens in der Nachbarschaft des Risses oder des Hohlraums eng angepaßt ist, wobei das Knochengewebe in die Poren des porösen Maschenmaterials hineinwachsen kann.
Die Erfindung wird nun detaillierter anhand spezieller Ausführungsbeispiele unter Bezugnahme auf die beigefügte Zeichnung erläutert, in welcher:
Fig. 1 ein Rasterelektronenmikroskop-Bild (Vergrößerung 50mal) des erfindungsgemäßen porösen Fasermaschenmaterials zeigt;
Fig. 2 einen Mikrograph-Schnitt des in Fig. 1 gezeigten porösen Fasermaschenmaterials zeigt;
Fig. 3 eine typische Last-Auslenkungs-Kurve für ein erfindungsgemäßes porös es Fasermaschenmaterial zeigt;
Fig. 4 eine perspektivische Ansicht einer typischen Probe des erfindungsgemäßen Fasermaschenmaterials zeigt;
Fig. 5 einen schematischen Schnitt des mit Hilfe von Zement in den Oberschenkelkanal implantierten Fasermaschenmaterials zeigt;
Fig. 6 einen schematischen Schnitt des erfindungsgemäßen Fasermaschenmaterials zeigt, welches für eine Hüftgelenkprothese verwendet wird; und
Fig. 7 einen schematischen Schnitt des erfindungsgemäßen Fasermaschenmaterials zeigt, wie es für eine Hüftgelenkspfannen-Prothese verwendet wird.
Jedes Material für chirurgische Implantation muß notwendigerweise einige Kriterien erfüllen. Eine Mehrzahl von Kriterien sind in der US-A-3,992,725 erwähnt und umfassen die Biokompatibilität, Widerstand gegen chemische Migration im implantierten Zustand, Stabilität zwecks Sterilisierbarkeit, Porösität für das Einwachsen von Knochengewebe und Nachgiebigkeit. Zusätzlich dazu sollte ein zufriedenstellendes poröses Material für die Implantation ausreichende Festigkeitseigenschaften haben, um einem weiten Bereich von Spannung widerstehen zu können. Im einzelnen muß die Festigkeit des porösen Materials, als auch die Verbindung zwischen dem porösen Material und dem Implantat diejenigen Spannungen überschreiten, welche in vivo zu erwarten sind. Vorzugsweise sollte das implantierte poröse Material elastische Eigenschaften aufweisen, welche annähernd denen der umgebenden Gewebe entspricht, um Spannungsspitzen an der Übergangsstelle zwischen dem porösen Material und dem Einsatz zu minimieren.
Das poröse Metallfaser-Maschenmaterial gemäß der Erfindung erfüllt alle vorstehenden Anforderungen. Die Biokompatibilität und der Widerstand gegen chemische Zersetzung sowie die Stabilität zum Sterilisieren sind alle durch die Auswahl von geeigneten Metallen für die Metallfasern gewährleistet. Viele solcher Metalle sind für chirurgische Vorrichtungen bekannt, wie beispielsweise Kobalt-Chrom-Legierungen, Titan, Tantal, Niob und Legierungen aus diesen Metallen, usw. Titan ist ein bevorzugtes Metall, weil seine Biokompatibilität gut dokumentiert ist und darüber hinaus sein geringer Elastizitätsmodul für eine große Flexibilität einer aus den Titanfasern hergestellten porösen dünnen Platte sorgt. Andere
Metallfasern wie rostfreie Stahlfasern können für bestimmte Anwendungen ebenfalls verwendet werden, bringen jedoch das Problem mit sich, daß Spaltkorrosion in den Zwischenräumen des porösen Materials auftreten kann, weshalb die Verwendung von rostfreien Stahlfasern im allgemeinen nicht zu empfehlen ist.
Weil das poröse Metallfaser-Maschenmaterial ohne einen Zusatz von chemischem Bindemittel oder anderen Fasern hergestellt ist und weil diese biokompatiblen Materialien hinsichtlich Körperflüssigkeiten hochgradig inert sind, tritt im wesentlichen keine Neigung zur chemischen Zersetzung des implantierten porösen Materials auf.
Zusätzlich zu den vorgenannten Eigenschaften hat das poröse Metallfaser-Maschenmaterial die Eigenschaft, daß es flexibel ist und in hohem Maße einfach von Hand deformiert werden kann. Das heißt, das poröse Maschenmaterial gemäß der Erfindung kann ohne einen Verlust am Zusammenhalt der Struktur und ohne eine Verringerung des Porenvolumens und der Porengröße deformiert werden. Eine leichte Deformierbarkeit zu der gewünschten Form kann daher während der Operation unter Verwendung vorhandener Instrumente in akzeptabler Weise in dem Operationsraum vorgenommen werden. Im Gegensatz zu früheren porösen Einsatzmaterialien ist es daher nicht notwendig, das poröse Maschenmaterial mittels komplizierter Formgebungs- oder anderer Formverfahren vorzuformen und es ist ebenfalls nicht notwendig, das geformte poröse Maschenmaterial an die orthopädische oder prothetische Vorrichtung oder eine Verschleißoberfläche anzuheften.
Erfindungsgemäß werden die kritischen wichtigen Eigenschaften der Porengröße und die Verformbarkeit durch sorgfältige Steuerung und Auswahl der folgenden drei Parameter des porösen Metallfaser-Maschenmaterials erzielt:
1. Faserdurchmesser und Faserlänge;
2. Dicke der porösen Maschenplatte; und
3. Porösität oder Volumendichte der porösen Maschenplatte.
Grundsätzlich kann die Verformbarkeit oder Schmiedbarkeit der porösen Maschenplatte durch eine Verringerung der Volumendichte (d. h. durch eine Vergrößerung der Porösität) vergrößert werden, sowie durch eine Verringerung der Dicke der porösen Maschenplatte vergrößert werden. Jedoch können die Volumendichte- und Dickeparameter nicht unbegrenzt verringert werden, weil andere Eigenschaften des porösen Maschenmaterials ebenfalls durch diese Parameter beeinflußt werden. Aus diesem Grund ist es notwendig, die obigen Parameter auf genau definierte und kritische Grenzwerte festzulegen.
1. Der Faserdurchmesser und die Faserlänge: Wenn der Faserdurchmesser verringert wird, wird die Maschenplatte flexibel und verformbar, womit jedoch auch die Porengröße kleiner wird. Die Faserlänge muß gesteuert werden, um ein ausgewogenes Verhältnis zwischen der Zusammenhaltefestigkeit und der Flexibilität zu erzielen.
Die Faserlänge sollte in einem Bereich von 2 mm bis 50 mm, vorzugsweise von 2,5 mm bis 30 mm und besonders bevorzugt von 8 mm bis 25 mm liegen. Der Faserdurchmesser sollte in einem Bereich von 40 um bis 100 um liegen. Wenn die Faserlänge weniger als 2 mm beträgt, ist es schwierig, eine zusammenhängende Masse von Fasern herzustellen. Wenn die Faserlänge mehr als 50 mm beträgt, wird der Herstellungsprozeß kompliziert. Im einzelnen wird das Sieben von Fasern mit einer Länge, welche 50 mm überschreitet, unpraktisch, wenn nicht gar unmöglich. Wenn der Durchmesser der Fasern weniger als 40 um beträgt, wird es schwierig, die durchschnittliche Porengröße von mindestens 150 um zu gewährleisten, welche dafür benötigt wird, daß Knochengewebe sicher hereinwachsen kann. Wenn der Faserdurchmesser größer als 100 um wird, wird die Flexibilität und Verformbarkeit unbefriedigend.
Innerhalb dieser Bereiche von Faserlänge und -durchmesser, beträgt das Länge-zu-Durchmesser-Verhältnis der Faser vorzugsweise 125 und mindestens vorzugsweise 200. Infolgedessen sollte bei einem gegebenen Faserdurchmesser die Faserlänge entsprechend einem L/D-Verhältnis gewählt werden, welches eine zusammenhängende Masse von Fasern gewährleistet.
2. Dicke: Wenn die Dicke der porösen Fasermaschen-Platte kleiner ist, wird das Fasermaschenmaterial flexibler, wobei jedoch bei einer Dicke von unter 1 mm das Zusammenhängen der Fasermaschen mit zunehmend dicken Fasern unbefriedigend wird. Bei einer Dicke von über 15 mm kann das poröse Maschenmaterial nur schwierig deformiert werden. Demgemäß sollte die Dicke des porösen Maschenmaterials in einem Bereich von 1 mm bis 15 mm liegen.
3. Porösität: Mit zunehmender Porösität (kleinerer Volumendichte), nehmen sowohl die Flexibilität/Verformbarkeit, als auch die Porengröße zu, jedoch nimmt der Zusammenhalt der Fasermaschen ab.
Das erfindungsgemäße poröse Fasermaschenmaterial hat eine ungewöhnlich hohe Porösität in einem Bereich von 80% bis 92%. Hier als auch in den beigefügten Ansprüchen bezieht sich "Porösität" auf den Hohlraum oder das Porenvolumen des porösen Fasermaschenmaterials und steht im umgekehrten Verhältnis zu der "Volumendichte", welche die auf das Volumen bezogene Menge von Fasern der porösen Fasermaschenplatte kennzeichnet. Infolgedessen bedeutet eine "Porösität" (%) von 100% eine "Volumendichte" (%) von 0%. Darüber hinaus können die Porösität oder Volumendichte von Bereich zu Bereich des porösen Metallfasermaterials leicht schwanken, und es ist ausreichend, wenn der Durchschnittswert der Porösität und Volumendichte über den gesamten Querschnitt des porösen Fasermaschenmaterials innerhalb der vorgenannten Werte liegen.
Entsprechend ist es für eine kleine Fasermenge, beispielsweise weniger als 20 Gew.%, vorzugsweise weniger als 10 Gew.%, besonders bevorzugt weniger als 5 Gew.% der gesamten Fasern möglich, einen Durchmesser und/oder eine Länge und/oder ein Länge-zu-Durchmesser-Verhältnis zu haben, welches außerhalb der oben definierten Werte liegt, solange der Durchschnittswert innerhalb der beschriebenen Grenzen liegt.
Um den Zusammenhalt der porösen Metallfasermaschen zu verbessern und eine Verlagerung einzelner Fasern innerhalb des Maschenmaterials zu verhindern oder zumindest zu minimieren oder ein komplettes Herauslösen einzelner Fasern aus dem Maschenmaterial zu verhindern, wird das poröse Maschenmaterial vorzugsweise einer Wärmebehandlung unterzogen, um die einzelnen Metallfasern miteinander durch Sintern zu verbinden. Der Sintervorgang ist ein Diffusionsvorgang im festen Zustand, wobei Metall-zu-Metall-Verbindungen hergestellt werden. Während der Sintervorgang zu einer Verringerung der Flexibilität und Verformbarkeit aufgrund der Metall-zu-Metall-Verbindungen führt, welche die relative Verlagerung der Fasern beschränkt, wird gleichzeitig erreicht, daß das Herauslösen von Fasern während der Handhabung und Implantation unterbunden wird.
Das poröse Metallfaser-Maschenmaterial kann durch herkömmliche Techniken wie Herstellen der Fasern durch Sieben zu dem geeigneten Größenbereich, Verdichten der Fasern zu einer plattenförmigen Struktur und vorzugsweise Sintern hergestellt werden. Bei dem Verdichtungsschritt wird die Anzahl der benötigten Fasern aufgrund der durchschnittlichen Fasergröße und der gewünschten Dicke und Porösität (oder Volumendichte) der herzustellenden Platte berechnet. Die Menge der benötigten Fasern zum Auffüllen des verfügbaren Raums kann leicht berechnet oder durch Versuche ermittelt werden.
Nachdem die Metallfasern gesiebt wurden, können sie direkt auf eine geeignete Oberfläche gelegt werden, beispielsweise eine Form zum Formen einer lose gepackten Masse von miteinander verschlungenen Metallfasern, oder die Metallfasern können mit einer geeigneten Flüssigkeit vermischt werden, um einen Faserschlamm herzustellen. In letzterem Fall wird der Faserschlamm dann mittels eines geeigneten Filterpapiers gefiltert, um eine lose gepackte Platte von miteinander verschlungenen Metallfasern zu bilden. Die lose gepackte Platte wird nach Entfernen der gegebenenfalls vorhandenen Flüssigkeit zwischen zwei flachen Oberflächen gepreßt, bis die vorbestimmte Dicke erreicht ist, wobei eine oder beide der flachen Platten geheizt sein können, um die gesamte verbleibende Flüssigkeit zu entfernen. Die Menge des auf zubringenden Drucks hängt von verschiedenen Faktoren wie der Art der Fasern, sowie der Dicke und Porösität ab, wobei grundsätzlich ein Druck von 4 bis 200 MPa ausreichend ist. Als Alternative können die gesiebten Fasern aus einem Luftschlamm mittels bekannter Techniken aufgenommen und niedergelegt werden.
Beim Bilden des Faserschlammes, Filtern des Schlammes, Verdichten und Sintern und allen anderen Schritten des Handhabens oder Behandelns der Metallfasern, muß eine gewisse Sorgfalt walten, damit ein Biegen oder Verfilzen der Fasern ausgehend von ihrer halbwegs geraden Form vermieden wird, weil die Flexibilität und Verformbarkeit des daraus hergestellten Produkts mit zunehmender Abweichung von der geraden Form sich verringert, voraussichtlich aufgrund einer größeren Anzahl von Kontaktpunkten zwischen den Fasern pro Flächeneinheit.
Beispielsweise kann eine poröse Metallfaser-Maschenplatte mit einer Dicke von 3 mm und einer durchschnittlichen Dichte von 10 bis 15% aus Titanfasern herkömmlicher Reinheit hergestellt werden, welche mit einem durchschnittlichen Durchmesser von 50 um und einer durchschnittlicher Länge von 20 mm hergestellt werden, wobei die Fasern zuerst gesiebt werden, um Klumpen oder Knäuel auf zulösen. Die gesiebten Fasern werden direkt in einen Behälter mit geeigneter Größe eingespeist, welcher beispielsweise die Größe von 15 cm·15 cm aufweist, wobei sorgfältig vorgegangen wird, um eine gleichmäßige Verteilung der Fasern zu erzielen und eine erneute Zusammenballung zu vermeiden. Eine ausreichende Anzahl von Fasern wird untergebracht, um eine Dicke von 4 bis 5 cm zu erzielen. Diese lose Fasermasse wird einer Hydraulikpresse mit zwei Preßplatten zugeführt, welche jeweils 12·6 cm mißt, und die Masse wird einem Druck von etwa 6 bis 10 MPa ausgesetzt, vorzugsweise 8 MPa über einen Zeitraum von 1 bis 10 Sekunden, vorzugsweise von 2 bis 4 Sekunden. Die Kanten der daraus resultierenden Platte werden mittels einer Presse weggeschnitten, wobei zwei Platten hergestellt werden, wovon jede 120·60·3 mm mißt.
Vorzugsweise wird die poröse Metallfaserplatte dann gesintert, um den Zusammenhalt durch Ausbilden von Metall-zu-Metall-Verbindungen an den Kreuzungspunkten der Fasern zu verbessern. Das Sintern kann beispielsweise durch Plazieren der zwischen Al&sub2;O&sub3;-Platten von jeweils etwa 300 g eingebrachten Faserplatten in einem Vakuumofen (beispielsweise mit 10&supmin;&sup4; Torr oder weniger) über einen Zeitraum von etwa 30 Minuten bei einer Ofentemperatur von etwa 900ºC durchgeführt werden.
Durch Verwenden von Metallfasern, welche in den Grenzen der oben genannten Größen liegen und durch Steuern der Anzahl von Fasern in dem porösen Maschenmaterial, um die oben beschriebene Dicke und Porösität zu erzielen, hat das poröse Maschenmaterial eine Porengrößenverteilung, bei welcher mindestens 50%, vorzugsweise mindestens 80%, besonders bevorzugt etwa 100% der Poren eine Porengröße von mindestens 150 um, vorzugsweise von 150 um bis 600 um aufweist. Hierbei bezieht sich "Porengrößenverteilung" sowohl auf die Poren an der Oberfläche der Faserplatte, als auch durch die Dicke der Faserplatte hindurch.
Für ein poröses Fasermaterial mit einer durchschnittlichen Porösität von 80 bis 90% ist es schwierig zu definieren, was die Porengröße sein soll. Unter Berücksichtigung dieser Schwierigkeit kann es hilfreich sein, sowohl ein Rasterelektronenmikroskopbild (Fig. 1), als auch eine Querschnitts-Mikrophotographie eines typischen porösen Fasermaterials mit einer Porösität von 90% (Fig. 2) zu betrachten. Die Querschnitts-Mikrophotographie veranschaulicht das hohe Maß an Porösität. Es erscheint logisch, die Porengröße parallel zu der Oberfläche der Platte zu ermitteln, weil die Möglichkeit zum Eindringen von Knochenzement oder Hereinwachsen des Knochens in erster Linie von der Porengröße senkrecht zu der Eindringrichtung oder Hereinwachsrichtung abhängt. Eine weitverbreitete Methode zum Messen solcher Größen ist eine stereometrische Methode: die Abstände zwischen den Porenbegrenzungen werden mittels eines Mikrographs längs eines Satzes von auf den Mikrograph projizierten Linien unabhängig von dem Analysierer gemessen. Jedoch liefert bei dem vorliegenden porösen Material dieses Meßverfahren teilweise Daten ohne eine physikalische Bedeutung; beispielsweise sind in Fig. 2 verschiedene Abstände gezeigt, welche keine physikalische Bedeutung haben und in Fig. 2 mit einem "X" bezeichnet sind. Das heißt, diese Poren sind nicht über ihre gesamte Länge zugänglich, d. h., sie werden von anderen Fasern blockiert, was das Einwachsen von Knochen und Eindringen von Zement betrifft.
Ausgehend von diesen Betrachtungen erscheint es geeignet, eine Schätzung für den Größenbereich der zur Verfügung stehenden Poren abzugeben. Dies kann mittels des abtastenden Mikrographs erreicht werden: die Fasern in Fig. 1 haben einen Durchmesser von 50 um. Die Zwischenräume reichen von 100 bis 600 um und betragen hauptsächlich 150 bis 600 um.
Zusätzlich zu einer ausreichenden Porengrößenverteilung zum Ermöglichen des Hereinwachsens von Knochengewebe weist das Fasermaschen-Implantat-Material eine Porösität und eine Porengrößenverteilung auf, welche es dem Knochenzement erlaubt, durch die Maschen unter leichtem Daumendruck einzudringen. Beispielsweise können als in Betracht zu ziehende Knochenzemente im wesentlichen alle Arten von derzeit für chirurgische Verfahren verwendete Knochenzemente benutzt werden. Die gebräuchlichsten dieser Knochenzemente sind auf Polymethylmethacrylat-Basis, im allgemeinen in Kombination mit einem Polymerpulver und einem flüssigen Monomer, welches in situ polymerisiert. Die Knochenzemente können vom hochviskosen Typ sein, d. h. eine Viskosität in einem Bereich von 1000 bis 4000 cps haben, oder vom niederviskosen Typ sein, welcher eine Viskosität in einem Bereich von 10 bis 1000 cps aufweist. Die Knochenzemente haben vorzugsweise eine Viskosität, aufgrund welcher der Zement während der Operation nur durch einen Teil der -Dicke der porösen Metallfaser-Maschenplatte dringt, d. h. grundsätzlich nur durch 1/10 bis ½, vorzugsweise von ¼ bis ½ der Dicke der Faserplatte eindringt, so daß ein ausreichendes Volumen auf der dem Knochen zugewandten Seite der Platte verbleibt, um das Hereinwachsen von Knochengewebe zu gestatten. Polymethylmethacrylat-Knochenzemente mit einer Viskosität (vor dem Aushärten) in einem Bereich von 1000 bis 4000 cps werden bevorzugt, wie beispielsweise Zimmer®-Knochenzement, Katalog Nr. 1102-02 (40 g Polymerpulver und 20 g Monomerflüssigkeit).
Das poröse Metallfaser-Maschenmaterial 1 wird in Plattenform wie in Fig. 4 gezeigt bereitgestellt. Eine typische Plattengröße kann beispielsweise die Maße von 60·120·3 mm haben und in schmalere Größen geschnitten werden oder in sich selbst falls notwendig in zwei oder mehrere Lagen gefaltet werden. Es ist auch möglich, aufgrund der Flexibilität des porösen Fasermaschenmaterials kontinuierlich lange Plattenstreifen herzustellen, welche in aufgerollter Form gelagert werden können und in Längenabschnitten benötigter Länge ausgegeben werden können. Das flexible, poröse Metallfaser-Maschenmaterial gemäß der Erfindung hat einen breiten Bereich von Anwendungen in der Knochenchirurgie wie beispielsweise: Unterkiefer-Rekonstruktion einschließlich der Fixierung von künstlichen Zähnen, Hüftgelenk-Chirurgie und Chirurgie anderer Gelenkprothesen und Implantationsvorgänge, und grundsätzlich alle Behandlungen, bei welchen ein normales Wiederwachsen des Knochengewebes nicht erwartet werden kann.
Im Falle einer Kieferrekonstruktion wird ein Hohlraum in dem Kieferknochen vorbereitet und der Hohlraum wird von Hand mit dem porösen Metallfaser-Maschenmaterial in einer solchen Menge aufgefüllt, daß eine Verstärkung oder Rekonstruktion des Kiefers ermöglicht wird. Wenn kein ausreichender Knochen zum Ausbilden eines Hohlraums vorhanden ist, kann es erforderlich sein, etwas zum Gewährleisten einer anfänglichen Stabilität vorzusehen. Diese Stabilisierungseinrichtung kann beispielsweise die Form von Knochennahtdraht oder Knochenzement haben. Die Flexibilität und Verformbarkeit des porösen Materials erlaubt es, daß das Metallfaser-Maschenmaterial in die gleiche Form der bestehenden Knochenoberfläche gebracht bzw. daran angepaßt werden kann, als auch in die gewünschte Endform für die Rekonstruktion des Knochens gebracht werden kann. Es ist ein deutlicher Vorteil des erfindungsgemäßen porösen Materials, daß die exakte Formgebung einfach während des chirurgischen Eingriffs ohne die Zerstörung der für das Hereinwachsen des Knochengewebes erforderlichen Porengrößenverteilung ermöglicht wird.
Für die Chirurgie von Oberschenkelteilen kann eine Hüftprothese mit normaler Schaftdicke verwendet werden, indem eine oder mehrere Lagen porösen Fasermaschenmaterials in einen zuvor vorbereiteten Oberschenkelkanal gegen den Knochen angedrückt werden, während das Material andererseits aus einer zentralen Öffnung herausragt, um den Hüftgelenksschaft mit ausreichendem Raum zu umschließen, wobei die Dicke des Knochenzements etwa zwischen 1 mm und 4 mm liegt. Wie aus Fig. 5 ersichtlich ist, sind zwei poröse Fasermaschenplatten, wovon jede eine Dicke von 4 mm aufweist, gegen den Rindenknochen 19 angepreßt und an diesen angepaßt. Der verbleibende Hohlraum wird mit Knochenzement 16 ausgefüllt und der Hüftknochen 18 (Fig. 6) wird dann zentral in den Hohlraum eingesetzt, wodurch ein Teil des Zements in die innere Lage 11 des porösen Plattenmaterials wie mit dem Bezugszeichen 14 angedeutet eindringt. Die Dicke des Knochenzements zwischen der inneren Lage 11 und der Oberfläche des Knochens 18 reicht von 1 bis 4 mm in Abhängigkeit von dem Durchmesser des Oberschenkelkanals. Falls es notwendig ist, den sich verjüngenden Durchmesser des Oberschenkelkanals auszufüllen, kann es ausreichend sein, weniger Schichten des porösen Materials an dem Bodenende des Oberschenkelkanals als in dem oberen und weiteren Ende des Oberschenkelkanals vorzusehen.
Demgemäß ist es möglich, sowohl Knochenzement normaler Dicke sowie einen metallischen Hüftknochenschaft normaler Dicke zu verwenden. Im Hinblick auf die Möglichkeit, das poröse Maschenmaterial formen zu können, kann dieses in engen Kontakt mit dem Knochen kommen, ohne ein Verschließen der Poren des Maschenmaterials hervorzurufen. Infolgedessen wird eine Langzeitstabilisation der Hüftprothese erzielt, weil der Rindenknochen in die Poren einer Schicht 10 wie mit dem Bezugszeichen 15 angedeutet, hineinwächst, während eine direkte Stabilisation zwischen dem Schaft und dem Maschenmaterial durch Aushärten des Knochenzements gegen den Schaft und in den Poren der Lage 11 erfolgt.
Noch ein weiterer Vorteil des erfindungsgemäßen Maschenmaterials ist der, daß der Elastizitätsmodul sich nahe an den des Knochens annähert. Dies beseitigt im wesentlichen das Risiko des Auftretens von stark schwankenden Spannungsniveaus in der Rinde.
Die mechanischen und elastischen Eigenschaften eines typischen porösen Maschenmaterials gemäß der Erfindung, welches aus Titanfasern mit einem Durchmesser von 50 um und einer Länge von 20 mm bei einer Dichte von etwa 10% (90% Porenvolumen) hergestellt wurde, wobei die Dicke des Maschenmaterials von 3,5 mm beträgt und wobei ein Sintervorgang bei 900ºC über eine Zeitdauer von 30 Minuten erfolgte, werden wie folgt bestimmt:
Eine 14 mm·120 mm messende Probe wird von unten an zwei 90 mm auseinanderliegenden und 15 mm von jedem der Enden einwärts liegenden Stellen gestützt. Zwei Lastpunkte sind in einem Abstand von 50 mm vorgesehen, d. h. 35 mm einwärts von jedem der Enden. Messungen der Auslenkung unter Kraft werden mit einer Instron TT-DM-L-Testmaschine bei einer Vorschubgeschwindigkeit des Belastungsstempels von 5 mm/min gemessen.
Eine typische Last-Auslenkungs-Kurve ist in Fig. 3 gezeigt. Sie zeigt Lastzunahme/Lastabnahme-Zyklen, wovon der erste in durchgezogenen Linien gezeigt ist und der zweite in gestrichelten Linien gezeigt ist. Nach der Wegnahme der Last bleibt eine dauerhafte Deformation, wie sie in Fig. 3 gezeigt ist. Diese dauerhafte oder verbleibende Deformation (δr) beträgt im wesentlichen nur die Hälfte der maximalen oder gesamten Deformation (δt). Dies zeigt deutlich die exzellente Verformbarkeit des Materials. Der zweite, in Fig. 3 dargestellte Lastzyklus zeigt eine Maximalkraft F von 3,65 N.
Die Maximalspannung in der porösen Platte ist in diesem Moment 2,8 MPa und die Gesamtdeformation δt = 13,8 mm. Nach Wegnahme der Last beträgt die verbleibende Deformation δr = 6,3 mm.
Der Elastizitätsmodul kann aus dem Plot aus der Neigung des Lastteils des Graphs ermittelt werden. Der so definierte Elastizitätsmodul repräsentiert die Elastizität der porösen Platte in der Ebene der Platte. Werte zwischen 80 und 100 MPa wurden gemessen; die Bandbreite der Variationen ist aufleichte Unterschiede in der Dichte zurückzuführen. Diese Daten belegen die Tatsache, daß die Elastizität des porösen Fasermaschenmaterials annähernd den Elastizitätseigenschaften des Trabekelknochens entspricht, in welchen es implantiert wird.
Für eine Hüftgelenkspfannenprothese, wie sie in Fig. 7 gezeigt ist, wird der Hüftgelenkspfannenboden 20 mit mindestens einer Lage 22 des porösen Maschenmaterials bedeckt. Eine Lage von Polymermethacrylat-Knochenzement 24 ist in der porösen Maschenlage vorgesehen und die Hüftgelenkspfannenprothese, welche beispielsweise eine Polyäthylen-Pfannenprothese 26 hoher Dichte ist, wird auf dem Zement mit ausreichendem Anpreßdruck plaziert, um zu erreichen, daß der viskose Knochenzement zumindest in die Poren auf der Oberfläche des porösen Fasermaschenmaterials wie mit dem Bezugszeichen 27 angedeutet eindringt, um eine anfängliche Stabilisierung zu erreichen. Eine Langzeitstabilisierung wird durch das Hereinwachsen von Knochengewebe in die Poren oder Maschen erreicht, beispielsweise bis zu einer durch die gestrichelte Linie 28 gezeigten Tiefe, wobei das Maschenmaterial in engem Kontakt und an den Knochen an den Hüftgelenkspfannenboden angepaßt angeordnet ist. Für die allgemeine Behandlung von Knochen kann das poröse Material als Knochenfüllmaterial durch Einbringen in eine verletzte Stelle des Knochens oder eines Hohlraums desselben verwendet werden. Falls gewünscht, kann nach dem Positionieren des porösen Maschenmaterials Knochenzement eingebracht werden, um durch die Abstände des porösen Maschenmaterials zu dringen. Das Volumen des Zements kann bestimmt werden, um das gesamte oder nur einen Teil des zur Verfügung stehenden Volumens auf zufüllen. Dies kann zu einem zusammengesetzten, verstärkten Zement führen, welcher eine höhere Härte und Festigkeit aufweist, während es dennoch ermöglicht wird, daß Knochengewebe hereinwachsen kann.

Claims

1. Biokompatibles, poröses Metallfaser-Maschenmaterial, welches sich für die wiederaufbauende Knochenchirurgie eignet, wobei das Material im wesentlichen aus einer Mehrzahl von biologisch inerten Metallfasern besteht, welche miteinander im Eingriff stehen und miteinander verschlungen sind, um ein poröses Maschenmaterial auszubilden, wobei das Maschenmaterial eine derartige Porösität aufweist, daß Knochengewebe in die Poren des Maschenmaterials eindringen kann, wenn ein solches Maschenmaterial gegen die Oberfläche der Knochenstruktur eines lebenden Menschens oder Tiers angepreßt wird, dadurch gekennzeichnet, daß

- das Maschenmaterial die Form einer Platte mit einer Dicke in einem Bereich von 1 bis 15 mm und einer Porösität in einem Bereich von 80% bis 92% aufweist,

- jede der Metallfasern der Platte eine Länge in einem Bereich von 2 bis 50 mm aufweist, einen Durchmesser in einem Bereich von 40 bis 100 um aufweist und ein Länge-zu-Durchmesser-Verhältnis von mindestens 125 aufweist,

- die poröse Platte flexibel und von Hand einfach verformbar ist, ohne ihren strukturellen Zusammenhalt zu verlieren.

2. Poröses Fasermaschenmaterial nach Anspruch 1, wobei die Platte einen Elastizitätsmodul in dem Bereich von 80 bis 100 MPa aufweist.

3. Poröses Fasermaschenmaterial nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Metallfasern an deren gegenseitigen Kontaktpunkten gesintert wurden.

4. Poröses Fasermaschenmaterial nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Metallfasern aus einer Kobalt-Chrom- Legierung, Titan, Titanlegierung, Tantal, Tantallegierung, rostfreiem Stahl, Niob oder Nioblegierung hergestellt sind.

5. Poröses Fasermaschenmaterial nach Anspruch 4, wobei die Metallfasern Titan-Metallfasern sind.

6. Poröses Fasermaschenmaterial nach einem der Ansprüche 1 bis 5, welches eine derartige Porösität aufweist, daß mindestens 50% der Poren des Maschenmaterials eine Porengröße von mindestens 150 um aufweist.