DE69307167T2

DE69307167T2 - Neue Beschichtung für Prothesen

Info

Publication number: DE69307167T2
Application number: DE69307167T
Authority: DE
Inventors: Guy Daculsi; Joel Delecrin; Bruno Duquet
Original assignee: Zimmer SA
Current assignee: Zimmer SA
Priority date: 1992-03-06
Filing date: 1993-02-09
Publication date: 1997-08-07
Anticipated expiration: 2013-02-10
Also published as: AU661373B2; ES2097998T3; JP2761339B2; AU3402893A; EP0559508B1; FR2688139A1; JPH067385A; CA2091078A1; FR2688139B1; US5543209A; DE69307167D1; CA2091078C; EP0559508A1

Description

Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist eine neuartige Beschichtung für Prothesensysteme sowie Prothesensysteme, die mit der vorliegenden Beschichtung versehen sind.
Prothesen oder Prothesensysteme werden in zunehmendem Maße auf den Gebiet der Chirurgie eingesetzt. Beispiele für solche Anwendungen sind der orthopädische Einsatz von Fenurund Hüftprothesen bei einen Bruch des Oberschenkelhalsknochens und bei Hüftgelenkarthrose sowie die Verwendung von Prothesen in der Kiefer- und Gesichtschirurgie, der Orthopädie und anderen Bereichen der Medizin.
Wie jeder andere Frendkärper, der in den menschlichen oder tierischen Organismus eingebracht wird, so muß auch das Prothesensystem nicht nur vom Organismus aufgenommen werden, sondern auch die Funktionen des schwachen oder ausgetauschten Organs erfüllen, und zwar auf schnelle, sichere und dauerhafte Weise.
Die bekannten organismusverträglichen Werkstoffe, die gegenwärtig zur Herstellung dieser zur Implantation vorgesehenen Prothesensysteme verwendet werden, sind keramische Materialien, Co-Cr-Mo-Legierungen und derzeit vor allem Titan und Titanlegierungen. Aufgrund der Eigenschaften solcher organismusverträglicher Werkstoffe treten bei Knochenprothesensystemen, die aus ihnen hergestellt sind, nur sehr geringe Abstoßungserschei.nungen auf. Dennoch bringt die Anwendung solcher Prothesensystemen spezielle Probleme mit sich. Soweit nämlich derartige Knochenprothesensysteme in einen Knochen eingebracht werden-beispielsweise eine Femur- Prothese in den Intramedullarkanal-, ist es zur wirkungsvollen, schnellen, sicheren und dauerhaften Erfüllung der Funktionen dieser Prothesensysteme erforderlich, daß es zu einem schnellen, sicheren und dauerhaften Wachstum des Knochens an der Grenzfläche dieses Prothesensystems und zur anschließenden Verankerung der Prothese im Knochen kommt ("Bone Bonding"). Angesichts dieser Forderung wurden Beschichtungen für Prothesensysteme vorgeschlagen, deren Funktion darin besteht, das genannte Wachstum bzw. das Verhalten des Knochens an der Grenzfläche zwischen Knochen und Prothese so zu fördern, daß ein Appositionswachstum des Knochens und eine Knochenintegration der Prothese stattfinden können, und zwar auf schnelle, sichere und dauerhafte Art und Weise.
Vorgeschlagen wurden bereits zahlreiche Beschichtungen, so z.B. Glaskügelchen, Aluminiumkeramiken, Biogläser und andere Werkstoffe.
In der PCT/EP86/00268 wird eine organismusverträgliche Porenbeschichtung beschrieben, die durch eine Trägerschicht aus Titan gekennzeichnet ist, wobei sich diese Schicht aus einer dichten und einer rauhen Schicht zusammensetzt, an die sich eine Zwischenschicht und danach eine Schicht mit einer extrem dichten Oberfläche anschließen.
In der DE 4 020 598 wird ein Prothesensystem auf Keramikbasis beschrieben, das aus einer ersten Glasschicht und einer weiteren Schicht aus einem Werkstoff auf Kalziumphosphatbasis besteht.
In der EP-A-0 371 491 wird ein Prothesensystem auf Metallbasis beschrieben, das eine äußere, für Metallionen und Körperflüssigkeiten undurchlässige Schicht auf der Basis von Keramik und Kalziumphosphat aufweist.
Die Beschichtungen, die bis zum gegenwärtigen Zeitpunkt in Betracht gezogen wurden, basieren auf Kalziumphosphat als Werkstoff. Da nämlich der Knochen einen überwiegenden Anteil von Kalziumphosphat enthält, benutzte man Beschichtungen, deren Natur und chemische Struktur denen des Knochens nahekommen. Diese unterschiedlichen Kalziumphosphate sind das Hydroxyapatit (HA), das Trikalziumphosphat (TCP) in α- und β- Konfiguration (dementsprechend als α-TCP und β-TCP bezeichnet) sowie verschiedene andere Kalziumphosphate. Diese Ca-Phosphate unterscheiden sich hinsichtlich ihrer stöchiometrischen und ihre kristallographischen Eigenschaften. Gegenwärtig ist Hydroxyapatit der Kalziumphosphattyp, der dem Knochentyp am nächsten kommt. Diese Verbindung wird zur Zeit verbreitet als Beschichtung für Prothesensysteme eingesetzt, wobei die Schichtdicken zwischen einigen zehn und einigen hundert Mikronetern (µm) variieren. TCP-Verbindungen sowie Mischungen aus TCP und HA werden, wie auch andere Kalziumphosphate verwendet.
Ungünstigerweise ist das Knochenwachstum jedoch ein höchst komplexer Vorgang, weshalb die zur Zeit verwendeten phophorkalziumhaltigen Beschichtungen keine vollkommen zufriedenstellende Lösung darstellen. Und zwar hängt die Reaktion des Knochens vom Beschichtungsmaterial ab, welches daher die natürlichen Eigenschaften des Knochens betreffend der Resorption, der Substitution und des Ionenaustauschs aufweisen muss. Diese Eigenschaften werden unter dem Oberbegriff der sogenannten Bioaktivität zusammengefaßt. Lediglich bestimmte Werkstoffe wie die Biogläser und die Kalziumphosphate haben diese Bioaktivitätseigenschaften, die eine Knochenbildung(Osteogenese) durch Resorption und Substitution der Beschichtung gestatten. Das Wachstum des Knochens durch Resorption und Substitution läßt sich in zwei wesentliche Reaktionen unterteilen, nämlich eine chemische und eine histologische Reaktion.
Die histologische Reaktion beinhaltet zunächst einmal eine "Reinigungsphase" mit Hilfe von Freßzellen (Makrophagen), die die Oberfläche des Implantats durch Phagozytose reinigen.
Anschließend setzt sich die histologische Reaktion in Form einer Besiedlung der Beschichtung durch Zellen wie z.B. Osteoplasten(Knochenbildungszellen), Fibroplasten, die bereits erwähnten Makrophagen usw. sowie durch extrazelluläre Flüssigkeit fort. Auf diese Weise findet eine Besiedlung der Beschichtungsoberflächen statt. Die extrazellulären Bestandteile enthalten unter anderem Eiweißfasern wie z.B. Kollagenfasern. Wenn sich eine im wesentlichen aus Kollagenfasern bestehende Matrix bildet, ist sie daher in hohem Maße differenziert und stellt einen Osteoiden dar.
Bei der chemischen Reaktion findet zunächst eine extrazelluläre Auflösung statt. Die in der Beschichtung enthaltene Lösung reichert sich um Kalzium- und Phosphorionen an, die bei der Auflösung bestimmter Kristalle freigesetzt werden. Anschließend werden die freigesetzten Ionen und aufgelösten Substanzen ausgefällt. Diese Ausfällung findet in der extrazellulären Flüssigkeit statt, in einem Milieu, das reich an Eiweißstoffen ist, auf denen sich die Ionen festsetzen. Die so entstandenen Kristalle sind biogene Apatit-Nadelkristalle, die mit denen des Knochens identisch sind. Wenn es sich bei der Prothesenmatrix um ein Osteoid handelt, führt die Ausfällung der Ionen zu einer Knochenverbindung zwischen dem Trägergewebe und dem Prothesenmaterial. Die Knochenbildung auf der Oberfläche der Beschichtung zeichnet sich dadurch aus, dass sich echtes Knochenmaterial aus dem bioaktiven Material, aus dem die Prothese besteht, auf der Oberfläche gebildet hat.
Vorgeschlagen wurden bereits unterschiedliche Beschichtungen, von denen HA der am meisten verwendete Werkstoff ist. Diese Beschichtung hat jedoch den Nachteil, daß sie nur sehr langsam resorbierbar und nur wenig bioaktiv ist. Verschiedene Verfasser haben HA als nicht resorbierbares Material beschrieben, also als Material, bei dem der Abbau nach den Lösungs- und Ausfällungsprozeß sehr langsam verläuft; zudem begünstigt HA nicht die Mineralisierung auf der Kollagenmatrix, die ja letztlich gewünscht wird. Die Bildung und das Appositionswachstum eines echten Knochens können dabei verzögert werden. Daher hat man Beschichtungen vorgeschlagen, die eine höhere Bioreaktivität als HA aufweisen, d.h. halbresorbierbar sind. Unter diesen ist TCP das Material mit der höchsten Bioreaktivität. Ungünstigerweise verläuft der biologische Abbau von TCP zuweilen jedgch zu schnell, wobei eine übermäßige Resorption auftritt. Der Osteoid hat sich noch nicht gebildet, wenn die Auflösung/Ausfällung einsetzt, so daß sich kein Knochen bilden kann. Erforderlich ist daher offenbar ein Mischprodukt, das die Stabilität von HA mit der starken Bioreaktivität von TCP verbindet, so z.B. in Anwendungen für ein makroporöses Zweiphasenmaterial zum Auffüllen von Knochen.
Daher wurden Zweiphasensysteme wie HA/TCP oder BCP vorgeschlagen. Die BCP-Werkstoffe mit einem Mischungsverhältnis von 60/40 erfüllen zwar die Anforderungen bezüglich des Gleichgewichts zwischen den histologischen und chemischen Phänomenen, haben jedoch noch immer zwei Nachteile. Da als Technik zum Aufbringen der Beschichtung das Plasmaschweißen oder die Elektrophorese in Verbindung mit einem Sinterprozeß zur Anwendung kommen, kann die kristalline Form des TCP zwischen der β- und der α-Konfiguration variieren, wobei das α-TCP löslicher als das β-TCP ist und sich folglich auch die Materialeigenschaften von BCP unterscheiden. Das durch Plasmaschweißen entstehende BCP ist somit sehr bioaktiv. Beim Auftreten von sekundären Komplikationen wie z.B. einer Verschiebung des Implantats im Empfängerknochen oder bei septischen Komplikationen könnten diese Komplikationen eine schnelle Freilegung der Oberfläche des organismusverträglichen Werkstoffs nach sich ziehen, aus dem die Prothese besteht. Es bildet sich somit in kurzer Zeit eine Faserverkapselung, so daß es nicht zu einer Integration im Knochen kommt.
Daher ist keine der heute verwendeten Beschichtungen in der Lage, wirkungsvoll die angestrebten Ziele-ein Appositionswachstum des Knochens und eine Verankerung der Prothese im Knochen auf schnelle, sichere und dauerhafte Weise-zu erfüllen.
Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist somit eine neuartige bioaktive Beschichtung für Prothesensysteme mit geeignetem Abbau- und Substitutionsverhalten sowie einem verbesserten Appositionswachstum des Knochens.
Mit der vorliegenden Erfindung wird eine Beschichtung für Prothesensysteme vorgeschlagen, die dadurch gekennzeichnet ist, daß sie senkrecht zur Oberfläche des genannten Prothesensystems einen Resorptions-Substitutions- Gradienten aufweist, und daß die innere Schicht diejenige mit dem geringsten Resorptionsvermögen ist.
Der Begriff "Resorption/Substitution" bezeichnet in der vorliegenden Beschreibung die Fähigkeit eines Werkstoffs, sich, aufgrund des Phänomens der Ausfällung bzw. Auflösung und den damit verbundenen Prozessen, durch Knochengewebe ersetzen zu lassen. Ein hoher Resorptions- bzw. Substitutionsgrad entspricht einer schnellen Resorption und umgekehrt.
In der vorliegenden Beschreibung und den Patentansprüchen, die auf die Beschreibung Bezug nehmen, bezeichnet der Begriff "Resorptions-Substitutions-Gradient" eine gleichermaßen abgestufte wie stetige Resorptions-Substitutions-Differenz zwischen den äußeren und inneren Schichten, wobei die innere Schicht diejenige mit dem geringsten Resorptionsvermögen ist. Die innere Schicht ist diejenige Schicht, die mit dem organismusverträglichen Werkstoff, aus dem die Prothese besteht, in Kontakt steht, während die äußere Schicht Kontakt zum Trägergewebe hat, also zum Knochen des Prothesenempfängers. Diese Differenz entspricht einem Faktor von mindestens drei und kann entweder monoton sein oder nicht.
Die Beschichtung besteht aus einem phosphorkalzunhaltigen Material, d.h. aus Kalziumphosphat.
In einer Art der Realisierung besteht die Beschichtung aus zwei oder mehr aufeinanderfglgenden Schichten von unterschiedlicher Resorption bzw. Substitution, was zum genannten Resorptions-/Substitutionsgradienten führt. Die Differenz ist in diesem Fall abgestuft.
Die Beschichtung besteht vorteilhafterweise aus einer Schicht von hoher Resorption/Substitution und einer Schicht von geringer Resorption/Substitution.
Die genannte Schicht mit niedrigem Resorptions- /Substitutionsvermögen besteht vorteilhafterweise aus einem nichtresorbierbaren Werkstoff, d.h. aus einem Werkstoff von sehr geringem Resorptionsgrad und geringer Bioaktivität. Vorteilhafterweise handelt es sich bei dem genannten nichtresorbierbaren Werkstoff um Hydroxyapatit (HA).
Die genannte Schicht von hohem Resorptions- und Substitutionsvermögen besteht vorteilhafterweise aus einem halbresorbierbaren Werkstoff Vorteilhafterweise handelt es sich bei diesem halbresorbierbaren Werkstoff um ein Zweiphasengemisch aus HA und TCP. Das genannte HA-/TCP- Zweiphasengemisch weist ein Massenverhältnis der Gemischanteile von 30/70 bis 80/20 auf.
Bei der Realisierungsart, in der die vorliegende Beschichtung aus zwei Schichten besteht, beträgt die Dicke der genannten Schicht mit hohem Resorptions- und Substitutionsvermögen 10 bis 100 um und vorteilhafterweise 20 bis 50 µm.
Bei derselben Realisierungsart beträgt die Dicke der genannten Schicht mit geringem Resorptions- /Substitutionsvermögen 1 bis 40 µm und vorteilhafterweise 1 bis 10 µm.
Gegenstand der vorliegenden Erfindung sind außerdem alle Prothesensysteme, die mit einer Beschichtung der hier bgschriebenen Art versehen sind. Bei diesen Prothesensystemen kann es sich um eine Femurprothese, eine Kiefer- oder Gesichtsprothese und andere Prothesen handeln. Das Aufbringen der Beschichtung gemäß der vorliegenden Erfindung erfolgt nach allen herkömmlichen Verfahren wie z.B. durch Sinterelektrophorese oder mit Hilfe von Plasnaschweißverfahren.
Die folgenden Beispiele dienen lediglich der Veranschaulichung der vorliegenden Erfindung und schließen verschiedene Varianten ein, die für den Fachmann leicht erkennbar sind.

BEISPIEL

Die Auswertung der Eigenschaften wird mit Hilfe eines statistischen Tierversuchs mit 40 Kaninchen durchgeführt. Diese Auswertung wird an einfachen Proben vorgenommen, die die Form zylindrischer Stäbchen haben und axialen Extraktionstest sowie Gewebeschnittanalysen unterzogen werden.

Beschichtungen und untersuchte Oberflächen

Tr: Kontrollprobe, bei der die Beschichtung resorbiert wird (Ra: 2,2)
Ts: Kontrollprobe, bei der die Oberfläche durch Abstrahlen mit Glaskügelchen bearbeitet wurde (Ra: 0,7)
HA: Hydroxyapatit zu 100% ± 3% (Verunreinigungen) (50 µm)
BCP: Zweiphasengemisch aus 60% HA und 40% TCP (50 µm)
RS: Beschichtung gemäß der vorliegenden Erfindung
- HA 100% 1 3%, 30 µm
- BCP 60/40, 30 µm
Die Beschichtungen werden durch Plasmaschweißen aufgebracht.
Die Betriebsbedingungen sind identisch mit den klassischen Betriebsbedingungen, wie sie beim atmosphärischen Schweißen vorliegen.

Proben

Die Form der Probe wird so gewählt, daß ihre Extraktion und Implantation möglichst einfach sind. Die Probe ist daher zylindrisch, hat eine Länge von 9 mm, einen Außendurchmesser von 3,5 mm und weist im Inneren einen runden Hohlraum mit einem Durchmesser von 1 mm auf. Die Probe besteht aus Titan TA 6V (gemäß der ASTM-Norm F 620.79).

Implantation der Proben

Beim ersten Eingriff haben alle (männlichen) Versuchstiere dasselbe Gewicht (2,7 ± 0,2 kg).
Die Implantation findet an zwei Punkten statt. Der erste Punkt befindet sich in der Zone am Röhrenknochenende oberhalb der Tibia (unter dem "Knie" und in der Frontalebene), während der zweite Punkt sich in der Zone des Röhrenknochens unterhalb des Femur (oberhalb des "Knies" und in der Sagittalebene) befindet. Die chirurgische Implantation erfolgt aufinternem Wege, wobei darauf geachtet wird, die Muskelmassen so zu verschieben, daß eine spätere Extraktion möglich ist. Das Ausbohren erfolgt unter stetiger Ausspülung mit konstanter Drehzahl und wird durch einen Bohrer (∅ 3,5 mm) genau festgelegter Länge begrenzt. Die Probe wird anschließend in die so hergestellte Bohrung eingesetzt. Die Kontrolle des Bohrungsdrucks erfolgt manuell, während die Beurteilung der Auswirkung visuell erfolgt

Statistisches Auswertungsverfahren

Die Analyse erfolgt anhand von 40 Versuchskaninchen. Bei einem ersten Eingriff werden zwei Proben in einem Hinterbein implantiert Drei Wochen später erhält das zweite Bein ebenfalls zwei Implantate. Die Tötung der Versuchstiere findet nach Ablauf von sechs Wochen statt, wodurch es möglich ist, an ein und demselben Kaninchen Implantate von drei und sechs Wochen zurückzugewinnen, die Extraktionstests und Gewebeschnittanalysen unterzogen werden.
Jeder Probentyp ist an jedem Implantationstyp und für jede Implantationsdauer sechsmal vorhanden. Diese Verteilung ist in Tabelle I zusammengestellt. TABELLE I

Extraktion der Proben

Für die Implantate, die Extraktionstests unterzogen werden, werden folgende Operationsverfahren angewendet:
- Sektion der Knochen,
- Freilegen der Probenenden mit einem Skalpell,
- unmittelbar anschließendes Tiefgefrieren in flüssigem Stickstoff,
- Einlegen der Knochen in eine Schablone,
- Extraktion der Proben durch Drücken: das Ende eines zylindrischen Führungsstücks von 3,5 mm Durchmesser wird mit einem Ende der Probe in Kontakt gebracht,
- Aufbringen der zur Extraktion jeder einzelnen Probe erforderlichen Kräfte,
- Berechnung der Belastungen nach Definition der aktiven Oberfläche gemäß Röntgenbild, wobei das Röntgenbild auf skalierten Negativen aufgenommen wird.
Die Ergebnisse sind in der nachstehenden Tabelle II in MPa angegeben. TABELLE II
Diese Ergebnisse veranschaulichen klar, daß die zur Extraktion der Beschichtung gemäß der vorliegenden Erfindung erforderliche Kraft offenkundig höher ist als bei herkömmlichen Beschichtungen.

Gewebeschnitte

Für die Implantate, an denen Gewebeuntersuchungen durchgeführt werden, werden folgende Operationsverfahren angewendet:
- Tötung der Kaninchen und gleich anschließende Sektion,
- Klinische Beobachtung der Muskelmassen im Verlauf der Sektion,
- Entnahme des Femoralsegments, das die Implantate enthält, durch Abtrennen mit Hilfe einer Diamant- Trennscheibe oder einer Knochensäge,
- Fixierung in einer Glutaparaformaldehydlösung,
- Röntgenuntersuchung der Segmente auf Standard- Dentalfilmen,
- Dehydrieren der Segmente durch Alkohol mit zunehmendem Prozentgehalt,
- Einschließen der Segmente in Methylmethacrylat nach den Verfahren der kalzifizierten Gewebe,
- Polymerisation im Trockenofen,
- Anfertigung von Schnitten mit der Diamant-Trennscheibe,
- Abschleifen mit der Schleifscheibe,
- Herstellung von Kontakt-Mikroröntgenbildern auf HR-Film,
- Einsetzen der Schnitte zwischen Trägerstreifen und Plättchen,
- Lichtmikroskopische Untersuchung in normalem und polarisierten Licht sowie Fluoreszenzuntersuchung in blauem Licht,
- Energiedispersive Untersuchung und Mikroanalyse eines Schnittes unter dem Elektronenmikroskop an der Grenzfläche zwischen Knochen und Prothese.

Ergebnisse der histologischen Untersuchung

- Abgestrahlte Kontroliprobe (Témom sablé) : Ts
Es wird ein Nachwachsen des Knochens beobachtet, das sehr häufig bis zum Knochehkontakt reicht. Ein eingefaßtes Faser- oder Osteoid-Ende trennt den Knochen vom Implantat. Von der sechsten Woche an wird eine Knochenumbildung beobachtet
- Resorbierte Beschichtung: Tr
Der Oberflächenzustand dieser Proben ist sehr rauh (gekömt). Das Nachwachsen des Knochens wirkt besser als beim abgestrahlten Titan; die faserige Osteoid-Grenzfläche ist kaum sichtbar. An der Stelle mit direktem Kontakt zum Implantat sind haversische Umbildungsprozesse zu sehen.
- HA-Beschichtung
Die Knochenreaktion ist entlang dem Implantat von der Rinde bis zu einigen Zehntel Millimetern in der Medullarzone ausgeprägt und "kurz". Die Knochenumbildung tritt ab der dritten Woche ein, und obwohl der Knochenkontakt einwandfrei ist, verbleibt er im Kontaktbereich zwischen den Medullarzonen und der HA-Beschichtung. In diesen Zonen scheinen Resorptionsprozesse aufzutreten, allerdings in sehr begrenztem Ausmaß.
- BCP-Beschichtung
Das Nachwachsen des Knochens ist ab der dritten Woche sehr ausgeprägt, wobei das gesamte Implantat von Knochen bedeckt wird. In der Medullarzone ist eine durchgehende, lamellenartige Knochenfront zu beobachten, die stark mineralisiert und reich an Osteozyten ist und eine Dicke von 50 bis 100 µm aufweist.
Es treten Resorptionszonen auf, und die "Beschichtungstextur" hat sich verändert. In polarisierten Licht und bei starker Vergrößerung scheint es, dass dort eine Infiltration durch organische Matrixbestandteile sowie eine Mineralumwandlung stattfand; außerdem sind Poren (mit einem Durchmesser von einigen um) sichtbar.
Nach sechs Wochen isü die Knochendichte größer geworden, und bis zur BCP-Kontaktzone sind zahlreiche Knochenumbildungen zu beobachten. Die Ablagerung scheint indessen sehr zerbrechlich und brüchig zu sein, da zahlreiche Präparations-Artefakte auftreten.
- Sandwich-Beschichtung: RS Die beiden Schichten sind nicht identifizierbar. Das histologische Ergebnis ist identisch mit dem der Proben, die eine BCP-Beschichtung aufweisen; indessen treten die Präparations- und Schnitt-Artefakte in geringerem Maße in Erscheinung.
Demgegenüber scheint die Beständigkeit der Sandwich- Beschichtung besser als bei reinem BCP zu sein und derjenigen der HA-Beschichtung zu ähneln; andererseits sind die Beschaffeenheit und der Umfang des Nachwachsens (insbesondere in der Medullarzone) ähnlich mit denjenigen bei der BCP- Beschichtung.
Die Sandwich-Beschichtung gestattet somit:
- die Entwicklung einer starken Bioaktivität (Knochenresorption und -substitution) und einer besseren Knochenübertragung als mit HA und
-die Erhaltung der mechanischen Widerstandsfähigkeit gegen Belastungen, die der Widerstandsfähigkeit von herkömmlichen HA-Ablagerungen gleichwertig ist.

Claims

1.- Phosphokalzitische Beschichtung für ein Prothesensystem, das einen Resorptions-/Substitutionsgradienten senkrecht zur Oberfläche des genannten Prothesensystems mit einen Wert von mindestens 3 aufweist, wobei die innere Schicht diejenige mit dem geringsten Resorptionsvermögen ist, bestehend aus

(i) einer- Hydoxyapatit-Innenschicht sowie

(ii) einer zweiphasigen Außenschicht aus Trikalzium- Hydroxyapatit/-Phosphat.

2.- Beschichtung gemäß Anspruch 1, in welcher das genannte zweiphasige Trikalzium-Hydroxyapatit/-Phosphat eine Zweiphasen-Zusammensetzung mit einen Volumenverhältnis von 30/70 bis 80/20 ist

3.- Beschichtung gemäß Anspruch 1 oder 2, die aus mehreren aufeinanderfolgenden Schichten besteht, welche ein unterschiedliches Resorptions-/Substitutionsvermögen mit dem genannten Resorptions- /Substitutionsgradienten aufweisen

4.- Beschichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3, in der die Dicke der genannten Schicht (ii) aus zweiphasigem Trikalzium- Hydroxyapatit/-Phosphat 10 bis 100 um beträgt.

5.- Beschichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, in der die Dicke der genannten Schicht (ii) aus zweiphasigem Trikalzium- Hydroxyapatit/-Phosphat 20 bis 50 µm beträgt.

6.- Beschichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, in der die Dicke der genannten Schicht (i) aus Hydroxyapatit 1 bis 40 µm beträgt.

7.- Beschichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, in der die Dicke der genannten Schicht (i) aus Hydroxyapatit 1 bis 10 µm beträgt.

8.- Synthetisches Prothesensystem, das mit einer Beschichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 7 beschichtet ist.