DE60116103T2

DE60116103T2 - Poröse synthetische knochenimplantate und verfahren zu deren herstellung

Info

Publication number: DE60116103T2
Application number: DE60116103T
Authority: DE
Inventors: Wei Jen Wollaton LO
Original assignee: Orthogem Ltd
Current assignee: Orthogem Ltd
Priority date: 2000-08-04
Filing date: 2001-07-27
Publication date: 2006-08-24
Anticipated expiration: 2021-07-28
Also published as: EP1305056A1; CN1446109A; CN1209170C; US7094371B2; ES2256273T3; JP5154729B2; CA2417895C; AU7571501A; WO2002011781A1; JP2004505677A; US20030171822A1; AU2001275715B2; DE60116103D1; EP1305056B1; ATE313345T1; CA2417895A1; PT1305056E; DK1305056T3

Description

Die Erfindung betrifft die Herstellung künstlichen Knochens in Form eines porösen Blocks aus Calciumphosphat oder anderem keramischen Pulver. Insbesondere betrifft die Erfindung ein neues Herstellungsverfahren zur Erzeugung eines guten künstlichen Knochentransplantationsmaterials mit einer steuerbaren porösen Struktur. Es kann dazu verwendet werden, um Eigentransplantationsmaterial und Fremdtransplantationsmaterial für orthopädische Operationen einschließlich der Wirbelwiederherstellung, der muscoloskeletalen Rekonstruktion, der Behandlung von Knochenbrüchen, der Rekonstruktion von Hüfte oder Knie, von Knochenvergrößerungsverfahren und der oralen/maxillofazialen Chirurgie zu ersetzen.
Gegenwärtig wird der europäische Markt für Knochentransplantationsmaterial durch Eigentransplantationsmaterial (Knochen, der einem Teil des Körpers entnommen und einem anderen Teil desselben Körpers eingepflanzt wird) sowie von Fremdtransplantationsmaterial (Knochen, der einem Individuum entnomen und einem anderen Individuum eingepflanzt wird) dominiert. Bei einem Verfahren mit Eigentransplantationsmaterial wird das Knochenmaterial dem Patienten typischerweise aus dem Beckenknochen entnommen. Zwei Operationen müssen gleichzeitig durchgeführt werden. Der Patient hat den Vorteil, daß in dem Gebiet des Defekts verträgliche lebende Zellen tätig sind. Die Nachteile können jedoch beträchtlich sein. Unter ihnen sind zu nennen: chronische, häufig entkräftende Schmerzen, die von der Entnahmeoperation herrühren, Blutverlust, Infektionsrisiko sowie langer Krankenhausaufenthalt und lange Erholungszeit. Die zweite Operation erhöht außerdem die Kosten beträchtlich.
Bei einer Verwendung von Fremdtransplantationsmaterial werden normalerweise Knochen von einem toten Spender eingesetzt. Während dies die Notwendigkeit eines zweiten opera tiven Eingriffes beseitigt, kann der transplantierte Knochen mit dem Knochen des Empfängers unverträglich sein und schließlich abgestoßen werden. Die Transplantation von Fremdmaterial führt auch zu einem leichten, jedoch Sorge bereitenden Risiko des Einschleppens einer Anzahl von Viren einschließlich solcher, die Aids oder Hepatitis hervorrufen, in den Körper des Patienten. Daher bemühte man sich ausgiebig, ein bio-kompatibles, künstliches Knochentransplantat zu entwickeln.
Hintergrund der Erfindung
Im Handel erhältliche, künstliche Knochentransplantate bestehen üblicherweise aus keramischem Material auf der Grundlage von Calciumphosphat (dem hauptsächlichen anorganischen Material des menschlichen Knochens) und weisen eine poröse Struktur auf, die der menschlichen Spongiosa ähnelt. Viele von ihnen stammen von Tieren (Kälbern) oder von Meerestieren (Korallen). Sie sind dazu gedacht, eine zusammenhängende makroporöse Struktur und ein intensives Knochenleitvermögen zu liefern, um das Knochengewebe des Empfängers zu regenerieren und zu heilen. Doch bietet keines von ihnen die biomechanischen und osteo-integrativen Eigenschaften, die denen des Goldstandards des Eigentransplantationsmaterials gleichkommen.
Diese künstlichen Knochentransplantationsmaterialien besitzen normalerweise eine zusammenhängende makroporöse Struktur, typischerweise mit einem Durchmesser von 100 bis 500 μm, die eine Rahmenstruktur für den Empfängerknochen darstellt, innerhalb deren er sich regeneriert, wobei die Ausheildauer vermindert wird. Die Porengröße der porösen Struktur ist für das Knochenleitvermögen von ausschlaggebender Bedeutung. Gemäß in-vitro und in in-vivo Versuchen liegt die richtige Porengröße für das Einwachsen von Knochengewebe um 200 bis 300 μm. Wenn die Porengröße geringer als 100 μm ist, kann sich das Knochengewebe auf der Oberfläche ansammeln, ohne daß es in den Knochen hineinwandert. Nach der Implantation muß das Knochentransplantat allmählich abgebaut und durch den wachsenden Knochen ersetzt werden. Es muß ein Knochenersatz an der Stelle des schadhaften Knochens durch die eigene osteogene Aktivität des Empfängers erfolgen. Jedoch erfordert der Abbau, daß die Knochenersatzmaterialien mikroporös sind und einen Porendurchmesser von 1 bis 5 μm aufweisen. Der Auflösungsprozess des abbaubaren Knochentransplantationsmaterials findet in zwei Stufen statt: der extrazellulären Auflösung der Hälse zwischen aneinandergesinterten Teilchen und der intrazellulären Phagozytose der auf diese Weise isolierten Teilchen. Die erste Stufe wird in getemperten biokeramischen Materialien unmöglich und in denjenigen porösen, künstlichen Knochentransplantatmaterialen mit einer dicken Verbindungswand sehr schwierig, weil es keine dünnen Hälse gibt, die die Zellen angreifen können.
Im Handel erhältliche künstliche Knochentransplantatmaterialien weisen üblicherweise eine zufällige Verteilung der Porengrößen und keine beobachtbare bevorzugte Orientierung der zusammenhängenden porösen Strukturen auf. Die Struktur besitzt die Möglichkeit, die Gefäßbildung nach einer bestimmten Zeitdauer in-vivo zu verhindern, und die Mitte des Kochentransplantats bleibt üblicherweise knochenfrei. Wenngleich die meisten im Handel erhältlichen Knochentransplantationsmaterialien eine der mineralischen Phase des lebenden Knochens ähnliche chemischen Zusammensetzung aufweisen, ist das Transplantat nicht für eine Anwendung im großen Maßstab oder als Dauerersatz geeignet, da nach der Operation keine Nährstoffe durch das künstliche poröse Knochentransplantat strömen können.
US-5278007 beschreibt ein Verfahren zur Herstellung einer porösen Keramik mit orientierten Poren längs einer gemein samen Achse aus einem Gemisch, das keramisches Pulver, ein Bindemittel und ein porenbildendes Mittel enthält.
US-4973566 betrifft ein Verfahren zur Herstellung einer porösen keramischen Verbindung aus einem Gemisch, das aus einem anorganischen keramischen Pulver, einem porenbildenden Material, einem Bindemittel und Wasser besteht, wobei eine extrudierbare Paste gebildet wird. Das Gemisch wird einer Trocknungsstufe unterworfen, um das porenbildenden Mittel nach dem Extrudieren zu verdampfen, sowie einem Sinterschritt am Ende unterzogen.
Aus US-4073999 ist ein Verfahren zur Herstellung von poröser Keramik bekannt, die sich als Knochenergänzungsmaterial eignet, welches ein keramischen Pulver, wie Calciumphosphat, ein organisches Bindemittel, wie Acryllatex, und ein porenbildenden Mittel, wie Wasser, enthält. Nach Bildung der porösen Keramik durch Verdampfen des porenbildenden Mittels durch Wärmeeinwirkung wird das poröse Produkt, in dem mindestens ein Teil der Poren entlang einer gemeinsamen Achse ausgerichtet ist, gesintert.
Aus EP 0335359 ist ein Verfahren zur Herstellung eines porösen keramischen Materials bekannt, welches als künstlicher Knochen verwendet werden kann, wobei ein keramisches Rohmaterial, wie beispielsweise Apatit oder Hyroxylapatit, mit einem Bindemittel, welches auch ein porenbildendes Mittel ist, aus der Gruppe aus kondensierten cycloaliphatischen Kohlenwasserstoffen und halogenierten aromatischen Kohlenwasserstoffen vermischt, das Gemisch in einer monoaxialen Druckformmaschine unter Herstellung einer Paste, in der mindestens ein Teil des porenbildenden Mittels längs einer gemeinsamen Achse ausgerichtet ist, verformt, das erhaltene grüne kompakte Material unter Herstellung eines porösen Produktes erhitzt und das poröse keramische Endmaterial gesintert wird.
Aus US-5705118 ist ein Verfahren zur Herstellung eines porösen keramischen Körpers bekannt, bei dem ein keramisches Gemisch hergestellt wird, welches keramisches Pulver, wie beispielsweise Calciumphosphat, ein Bindemittel, wie beispielsweise Gluten oder Agar sowie ein porenbildenden Mittel wie beispielsweise Hefe oder Natriumbicarbonat enthält. Das porenbildende Mittel wird unter Erwärmen verdampft, so daß man einen porösen Körper erhält, in den mindestens ein Teil des porenbildenden Mittels längs einer gemeinsamen Achse ausgerichtet ist, und das poröse Produkt wird zum Schluß einer Sinterstufe unterzogen. Dieses Verfahren führt zu einer knochenartigen Struktur mit einer Porositätsverteilung, die derjenigen eines natürlich vorkommenden Knochens stark ähnelt.
Die Erfindung
Die Erfindung liefert ein neues Herstellungsverfahren, das zu einer einzigartigen und äußerst flexiblen porösen Struktur führt. Keine biologischen Materialien müssen im Endprodukt enthalten sein. Es kann menschliche Spongiosa in großem Ausmaß nachahmen, und die Porengröße kann von wenigen μm bis mehreren Millimetern variieren. Das Verfahren erlaubt eine steuerbare Porengröße, Form und Porenorientierung. Es können zahlreiche, unterschiedlich große, zusammenhängende, röhrenartige Poren (mit bevorzugter Orientierung) erzeugt werden, um das Einwachsen des Knochens und die Gefäßbildung rasch durch die gesamte Struktur zu führen. Die poröse Struktur kann eine dünne Wand besitzen, was es für Osteoblasten einfacher macht, sich anzuheften und die Mineralisierung zu stimulieren. Die Größe und Gestalt des Knochenimplantatmaterials kann beispielsweise durch ein Formverfahren eingestellt werden oder durch den chirurgischen Orthopäden während der Operation mit Werkzeugen, wie beispielsweise einer Diamantschleifscheibe oder einem Hochgeschwindigkeitsbohrer, gestaltet werden.
Gegenstand der Erfindung ist ein Verfahren zur Herstellung künstlichen Knochens, welches umfaßt:

(i) Ein Gemisch aus fein verteiltem bio-kompatiblen, keramischen Pulver, einem organischen Bindemittel und einer Hefe in einer inerten Flüssigkeit zu einem Körper ausbilden und mindestens einen Teil der Hefe sich längs einer gemeinsamen Achse ausrichten zu lassen,
(ii) gewünschtenfalls den erhaltenen Körper zu verformen,
(iii) die Hefe in dem Körper eine poröse Struktur ausbilden zu lassen,
(iv) den Formkörper auf eine Temperatur zu erhitzen, die ausreicht, um die poröse Struktur zu fixieren, und
(v) den Körper weiter zu erhitzen, um Rückstände des organischen Bindemittels und der Hefe zu entfernen und ihn zu verschmelzen.

Einzelbeschreibung der Erfindung
Nachdem die Erfindung in allgemeiner Form beschrieben worden ist, wird sie im folgenden unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert, worin die Figur ein Fließschema eines typischen Verfahrens gemäß der Erfindung darstellt.
Die entscheidenden Bestandteile des Verfahrens ist die Verwendung des bio-kompatiblen, keramischen Pulvers, des organischen Bindemittels und des porenbildenden Mittels. Das keramische Pulver kann jedes beliebige keramische Material sein, welches bio-kompatibel ist. Beispielsweise kann es ein mechanisches keramisches Material sein, damit das erhaltene künstliche Knochentransplantatmaterial eine hinreichende Festigkeit besitzt. Materialien, die verwendet werden können, sind Zirkondioxid und Aluminiumoxid. Es ist jedoch bevorzugt, Calciumphosphat als keramisches Material zu verwenden. Während für diesen Zweck sämtliche medizinischen Grade von Tricalciumphosphat einschließlich α-Tricalciumphosphat (TCP), β-TCP und Hydroxylapatit (HA) Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ verwendet werden können, ist es bevorzugt, HA für Arbeiten in großem Maßstab zu verwenden, da es stabiler ist. Es können Gemische aus bio-kompatiblen Materialien verwendet werden, beispielsweise Gemische aus Calciumphosphat-Keramikmaterial und Aluminiumoxid oder Zirkondioxid. Außerdem können geringe Mengen an Siliciumdioxid und an einer organischen Zinkverbindung, beispielsweise bis zu 5 Gewichtsprozent, in das Pulver eingearbeitet werden, um das Knochenleitvermögen zu erhöhen.
Es ist bevorzugt, daß das keramische Pulver homogen verteilt wird. Je kleiner die Teilchen sind, um so größer wird die Oberfläche und daher die Neigung eines Teilchens, von der Flüssigkeit benetzt zu werden; dies erleichtert auch das Sintern am Ende. Allgemein überschreitet das Pulver nicht einen mittleren Durchmesser von etwa 100 μm. Bevorzugte Pulver besitzen somit einen mittleren Teilchendurchmesser von 1 nm bis etwa 50 μm, beispielsweise 0,1 bis 10 μm.
Das organische Bindemittel muß das keramische Pulver zusammenhalten, um eine dicht gepackte Struktur mit vielen Kontaktpunkten zwischen den einzelnen Keramikteilchen und Lücken an den Zwischenräumen, wo die inerte Flüssigkeit bleibt, zu bilden. Die genaue Art des organischen Bindemittels ist nicht von ausschlaggebender Bedeutung, vorausgesetzt, daß beim Brennen kein Rückstand bleibt; es ist im allgemeinen fest. Es wurde gefunden, daß Kohlenhydratpulver besonders geeignet sind, insbesondere Maismehl oder Weizenmehl, jedoch können auch andere organische Materialien, wie beispielsweise natürlich extrahierte Stärke, eingesetzt werden. Der Fachmann weiß, welche alternativen Materialien verwendet werden könnten. Das Bindemittel muß in die Aufschlämmung als Pulver eingebracht werden.
Das porenbildende Mittel ist vorhanden, um Poren in dem Körper, der aus dem keramischen Pulver und dem Bindemittel hergestellt worden ist, auszubilden. Dies wird im allgemeinen durch die Entwicklung von Gas aus dem porenbildenden Mittel erzielt. Geeignete porenbildende Mittel sind Mikroorganismen, wie Pilze, beispielsweise Hefezellen.
Die Aufschlämmung wird in einer inerten Flüssigkeit gebildet, das heißt, die Flüssigkeit darf weder mit dem porenbildenden Mittel bei Raumtemperatur noch mit dem keramischen Bindemittel reagieren. Typischerweise ist die inerte Flüssigkeit Wasser, insbesondere entionisiertes Wasser, obwohl auch eine organische Flüssigkeit, wie Ethanol, verwendet werden kann.
Bei einer bevorzugten Durchführungsform von Stufe (i) wird zunächst eine Aufschlämmung aus dem keramischen Pulver hergestellt und danach das organische Bindemittel und das porenbildende Mittel zugesetzt (Stufen 1 und 2 in der Zeichnung). Jedoch können das keramische Pulver, das organische Bindemittel und das porenbildende Mittel auch vermischt und danach das flüssige Lösungsmittel zugesetzt werden. Bei einer bevorzugten Durchführungsform wird zunächst eine Aufschlämmung aus Calciumphosphat-Keramikmaterial hergestellt, indem man das Calciumphosphat mit Wasser oder einer anderen inerten Flüssigkeit vermischt. Um die Dispergierung zu unterstützen, ist es bevorzugt, ein Dispergiermittel zuzusetzen, um sicherzustellen, daß das keramische Pulver gleichmäßig durch die Aufschlämmung verteilt wird. Typische Dispergiermittel, die für diesen Zweck verwendet werden können, sind beispielsweise Säure-/Basen-Lösungen und Polymerisate, wie beispielsweise Phosphate und Acrylatpolymerisate. Bevorzugte Dispergiermittel sind Ammoniak, Phosphorsäuren, wie beispielsweise Orthophosphorsäure, oder ein Ammoniumsalz eines Polyacrylats oder Polymethacrylats, wie bei spielsweise Ammoniumpolyacrylat und Ammoniumpolymethacrylat.
Es ist dann weiter bevorzugt, die Aufschlemmung zu vermahlen, gewünschtenfalls mit einer Mahlhilfe, wie beispielsweise Kugeln oder Zylinder aus Aluminiumoxid, rostfreiem Stahl oder Wolframcarbid. Diese Mahlhilfsmittel werden natürlich nach dem Vermahlen entfernt.
Bei einer bevorzugten Durchführungsform wird das Vermahlen in einer Zylindermühle vorgenommen, die typischerweise mit Gummi ausgekleidet ist. Üblicherweise wird die verschlossene Zylindermühle mit niedriger Geschwindigkeit mehrere Stunden lang rotieren gelassen, um eine hochdichte und gut dispergierte keramische Aufschlemmung zu erzielen. Es ist im Allgemeinen bevorzugt, daß das Vermahlen mindestens eine stunde bis etwa 50 Stunden dauert, um die Größe des Pulvers zu optimieren. Selbstverständlich kann die Größe der Pulverteilchen in der Aufschlemmung die Größe der Poren bestimmen, da die poröse Struktur aus einer Reihe kompakter, unregelmäßiger Keramikteilchen besteht, die an ihre Nachbarteilchen während des letzten Schrittes des Verfahrens angeschmolzen sind.
Im allgemeinen wird danach das Kohlenhydrat-Pulver und das porenbildende Mittel allmählich der Aufschlemmung zugesetzt, um ein hochviskoses elastisches Material herzustellen. Es ist bevorzugt, daß das Vermischen in einer geschlossenen Sauerstoffkammer stattfindet, um sicherzustellen, daß die vermischten Materialien reich an Sauerstoff sind, damit das porenbildende Mittel regieren kann. Die Menge an Bindemittel bestimmt die elastischen Eigenschaften des Gemisches, während die Menge an porenbildendem Mittel die Gesamtporosität des Endproduktes steuert.
Selbstverständlich hängen die genauen Bedingungen, die in Stufe (iii) angewandt werden, von der Natur des porenbildenden Mittels ab. Wenn Hefe verwendet wird, ist es somit allgemein notwendig, daß eine Nahrungsquelle vorhanden ist, wie beispielsweise eine geringe Menge Zucker, um den Stoffwechsel zur Erzeugung von Kohlendioxid anzuregen. Allgemein verursacht ein Erhöhen der Temperatur des Körpers die Reaktion des porenbildenden Mittels, die zur Gasentwicklung führt. Die porenbildende Stufe kann beschleunigt werden, wenn man die Temperatur und bzw. oder den Druck erhöht, jedoch muß dafür Sorge getragen werden, sicherzustellen, daß die Temperatur unter dem Wert gehalten wird, bei dem die Hefe abgetötet wird. Allgemein verursacht eine Temperatur von 28 bis 30° C, daß die Hefe Poren bildet. Jedoch ist gefunden worden, daß höhere Temperaturen, beispielsweise bis 40°C, toleriert werden können, wenn eine größere Menge an Hefe verwendet wird – ein Teil davon bleibt am Leben. Die Porengröße wird in großem Ausmaße durch die Temperatur und die Menge des verwendeten porenbildenden Mittels bestimmt. Die Verwendung einer verschlossenen Sauerstoffkammer unterstützt die Reproduzierbarkeit des Verfahrens, wenngleich natürlich das Vermischen auch einfach an der Luft durchgeführt werden kann.
Die Menge an verwendeten keramischem Pulver muß allgemein so groß wie möglich sein. Typischerweise verwendet man 80% des Gesamtgewichtes an keramischem Pulver, 19% an Kohlenhydrat und ewta 1% an Hefe. Allgemein liegen die verwendeten Mengen bei 50 bis 90 Gewichtsprozent keramischem Pulver, 5 bis 50 Gewichtsprozent Bindemittel und 0,5 bis 5% Gewichtsprozent, vorzugsweise 0,5 bis 3 Gewichtsprozent an porenbildendem Mittel. Natürlich hängt die genaue Menge an porenbildendem Mittel von der Natur des Mittels ab.
Mit der Zeit nimmt die Größe der Poren zu, vorausgesetzt, daß eine hinreichende Menge an porenbildendem Mittel vor handen ist. Idealerweise beträgt die Porengröße etwa 200 bis 300 μm. Wenn die Porengröße beträchtlich geringer als diese Werte ist, kann es sein, daß nicht hinreichend Platz für die Osteoblasten ist, um einzuwachsen. Wenn außerdem gewünscht wird, die Poren in beliebiger Weise zu füllen, wie weiter unten erörtert, müssen sie etwas größer als die ideale Porengröße sein, da sonst die Moleküle nicht durch die Poren festgehalten werden.
Der Körper nimmt auf dieser Stufe ein teigartiges Aussehen an, das heißt er hält seine Form.
Vorzugsweise vor dem gewünschtenfalls eingeschalteten Verformungsschritt (ii) wird das Produkt in einen Extruder oder ein anderes Gerät überführt, um den notwendigen Raum und die Größe für die Verformungsstufe (Stufe 3 in der Figur) zu gewährleisten. Das Ziel der Extrudierstufe besteht darin, die gewünschte Porenform und -orientierung der endgültigen porösen Struktur herzustellen. Durch Anwendung unterschiedlicher Extrudierkräfte und unterschiedlicher Formen der Vorderform kann das Material in jede beliebige geometrische Form mit der gewünschten Ausrichtung, wie beispielsweise linear in senkrechter oder waagerechter Ebene, als Hohlrohr, als vernetzte Matrix oder als Spiralform der Poren verformt werden. Das porenbildende Mittel dehnt sich längs der Extrudierrichtung aus und erzeugt schließlich die gewünschte Porenorientierung, das heißt, die Ausrichtung längs einer gemeinsamen Achse. Selbstverständlich muß der Körper eine hinreichende Viskosität, wie beispielsweise in einem teigartigen Körper vorhanden, aufweisen, um diese Ausrichtung zu ermöglichen. Manchmal kann dies einfach durch Strecken erzielt werden. Ein besonderer Vorteil besteht darin, daß ein Mikroorganismus verwendet wird, damit gut miteinander verbundene Poren gebildet werden können. Im Gegensatz dazu erzeugen chemische Mittel allgemein Poren, die nicht gut miteinander verbunden sind.
Wenngleich die Extrudierstufe nicht notwendig ist, um eine Spongiosa oder eine Rindenknochenstruktur nachzuahmen, ist sie im allgemeinen erforderlich, wenn die künstlichen Knochentransplantatmaterialien in Anwendungen verwendet werden sollen, bei denen sie Belastungen aushalten müssen. Dies ist deswegen der Fall, weil die natürlichen, Belastung aushaltenden Knochen, wie beispielsweise der Oberschenkelknochen und das Hüftgelenk, einen röhrenartigen Aufbau statt eines einfachen Spongiosaaufbaus aufweisen. Die Orientierung dieser röhrenartigen porösen Struktur folgt der Belastungsverteilung, was dazu führt, daß der Belastung aushaltende Knochen stärker ist als der Knochen in einer Rippe.
Das Gemisch wird dann gewünschtenfalls verformt (Stufe 4 in der Figur). Vorzugsweise wird es in einer Form verformt, die vorzugsweise verschlossen ist. Die dreidimensionale Gestalt der Form kann mit computergestützten medizinischen, bildgebenden Analysetechniken entworfen werden, so daß die Gestalt die Struktur des beim Patienten fehlenden Knochens reproduzieren kann. Wenn der Körper in der Form eingeschlossen worden ist, kann die Temperatur der Form erhöht werden, um zu gestatten, daß das porenbildende Mittel reagiert und die Poren ausbildet. Die Kraft, die durch die Ausdehnung des porenformenden Mittels verursacht wird, drückt die Masse des keramischen Pulvers zusammen. Die Menge an porenbildendem Mittel bestimmt zusammen mit der Verarbeitungsdauer und der Verarbeitungstemperatur die Porendichte und die mechanische Festigkeit des Endproduktes. Die gesamte Zeit, die bei der optimierten Verarbeitungstemperatur erforderlich ist, um die Reaktion zu vervollständigen, beträgt typischerweise 30 bis 90 Minuten, vorzugsweise 40 bis 60 Minuten und insbesondere etwa 45 Minuten je nach der Größe des Körpers.
Vor Stufe (iv) ist es bevorzugt die Temperatur des Körpers unter den Gefrierpunkt von Wasser zu senken, falls Wasser als inerte Flüssigkeit verwendet wird (Stufe 5 in der Figur). Vorzugsweise wird die Temperatur der verschlossenen Form auf etwa –5°C bis zur Temperatur von flüssigem Stickstoff gesenkt. Der Gefrierschritt kann verhindern, daß das porenbildende Mittel weiter reagiert. Die Ausdehnung, die sich durch die Bildung von Eis aus Wasser ergibt, verbessert die Porenstruktur weiter. Die gefrorene Probe kann dann aus der Form herausgenommen werden.
Es ist allgemein erforderlich, anschließend einen Teil der Flüssigkeit aus dem Körper zu entfernen, typischerweise durch Verdampfen. Dies kann in einer Vakuumkammer durchgeführt werden, wobei das Wasser oder die andere Flüssigkeit von der Oberfläche verdampft und die Gradienten des hydrostatischen Drucks quer über die kompakte Masse eine Triebkraft für die Bewegung der Flüssigkeit liefern. Die Flüssigkeit strömt aus dem inneren des Körpers durch die porösen Kanäle an die Oberfläche, wobei sie einen gleichmäßigeren Druck erzeugt. Natürlicherweise hängen die Verarbeitungstemperatur, die Geschwindigkeit der Temperaturerhöhung, der erniedrigte Druck und die Dauer der Sublimation von der Größe und Form des Körpers und der Natur der verwendeten Flüssigkeit ab. Diese können durch Routineexperimente bestimmt werden.
Das Ziel der Stufe (iv) besteht darin, den Gegenstand (Stufe 6 in der Figur) zu stabilisieren. Zu diesem Zweck ist es allgemein zweckmäßig, die Atmosphäre, (die trocken oder feucht sein kann), in die der Gegenstand plaziert wird, typischerweise in einem Ofen, der vorzugsweise feuchtigkeitsgesteuert ist, vorzuheizen. Eine Temperatur von etwa 100, 130 oder 150 bis 230° C ist allgemein für die Stabilisierung geeignet. Allgemein kann die Stabilisierung in weniger als einer Stunde, allgemein in 5 bis 50 Minuten, beispielsweise 15 bis 45 Minuten, erzielt werden. Es wurde gefunden, daß die Verwendung von Wasserdampf vorteilhaft ist, da die ser allgemein die Polymerisation des organischen Bindemittels verursacht, ohne daß sich auf der Oberfläche der Probe Mikrorisse ausbilden, die durch direktes Erhitzen verursacht werden können. Diese Risse können während des späteren Temperns verbleiben und sich sogar vertiefen und daher die Produktivität stark verringern.
Wenn der Körper einmal stabilisiert ist, kann er gewünschtenfalls maschinell bearbeitet werden, um Unebenheiten zu beseitigen und bzw. oder die endgültige geometrische Form des Gegenstandes herzustellen, so daß er der gewünschten Form des künstlichen Knochenimplantats entspricht.
In Stufe (v) wird der Gegenstand erhitzt oder gebrannt, um das Bindemittel und etwa verbliebenes porenbildenden Mittel zu eliminieren. Allgemein ist zu diesem Zweck eine Temperatur von 400 bis 1000°C erforderlich. Dies hängt jedoch zu einem gewissen Ausmaß von der Menge an verwendetem Bindemittel und von der angewandten Erhitzungsgeschwindigkeit ab. Da diese Erhitzungsstufe typischerweise zur Entwicklung von Kohlenstoff enthaltenden Gasen führt, muß das Erhitzen langsam durchgeführt werden, um zu gestatten, daß diese Gase durch die zusammenhängenden porösen Kanäle aus dem künstlichen Knochen hinausdifundieren. Wenn dies nicht eingehalten wird, könnten die eingeschlossenen Gase einen Druck aufbauen, der ausreicht, um einen internen Schaden in der kompakten porösen Struktur zu erzeugen. Allgemein darf die Aufheizgeschwindigkeit nicht 10°C pro Minute übersteigen, typischerweise beträgt sie nicht mehr als 5°C pro Minute und bei einer großen Probe sogar nur etwa 1 oder 2°C pro Minute.
Die Stufe der Eliminierung des Bindemittels ist allgemein vervollständigt, wenn kein kohlenstoffhaltiges Gas, das aus dem Gegenstand austritt, mehr beobachtet werden kann.
Vorzugsweise wird nach diesem Erhitzungsschritt die Probe anschließend bei höherer Temperatur, typischerweise bei etwa 1200 bis etwa 1450°C, getempert oder gesintert, um die erforderliche biomechanische Festigkeit und Bio-Kompatibilität (Stufe 7 in der Figur) zu erzielen. Wiederum hängen Temperatur und Erhitzungsdauer von der Größe der Probe und der anfänglichen keramischen Konzentration ab. Es muß darauf geachtet werden, daß nicht eine zu hohe Temperatur angewandt wird, da diese zu einem Schmelzen der kleinen zusammenhängenden Poren führen kann, mit dem Ergebnis, daß die Markroporen anfangen, isoliert zu werden.
In einigen Fällen ist das Produkt, wenngleich es für bestimmte Zwecke fest genug ist, für andere nicht zureichend fest. Es wurde gefunden, daß die Festigkeit des Produktes dadurch erhöht werden kann, daß man sie in eine keramische Aufschlämmung eintaucht, die aus keramischem Pulver, typischerweise Apatit, gebildet worden ist, wenngleich es sich nicht um dieselbe handeln muß, wie sie am Anfang verwendet worden ist. Die Aufschlämmung muß außerdem ein Dispergiermittel enthalten, das gleich mit oder verschieden von dem ursprünglich verwendeten ist. Zweckmäßigerweise muß die Aufschlämmung vor der Verwendung vermahlen werden, um die Teilchengröße zu verringern, beispielsweise von durchschnittlich 5 μm auf durchschnittlich 1 μm. Die Aufschlämmung kann etwa 1 1/2 Stunden stehengelassen werden, um den großen Teilchen Gelegenheit zu geben, sich abzusetzen. Geeignete Teilchen mit einer durchschnittlichen Größe von etwa unter 0,2 μm können aus der gebildeten Suspension abgegossen werden.
Das Eintauchen muß typischerweise mindestens 0,5 Stunden unter konstantem Rühren der Aufschlämmung dauern. Danach wird die Aufschlämmung zweckmäßigerweise aufgekochet, bis aus der Probe keine weiteren Luftblasen aufsteigen. Dies dauert typischerweise 10 Minuten bis eine Stunde je nach Größe der Probe. Dieses Verfahren stellt sicher, daß die Mikroporen der Probe mit Apatitteilchen gepackt werden. Überschüssige Aufschlämmung und Apatitteilchen können durch Zentrifugieren (beispielsweise von 2500 bis 15000 UpM) durch die zusammenhängende markroporöse Struktur entfernt werden. Dieses Eintauchen kann nötigenfalls wiederholt werden. Danach kann die Probe erneut dem Tempern unterworfen werden.
Eine weitere Methode zur Verbesserung der mechanischen Festigkeit der porösen Struktur besteht darin, sie mit Polymerisat, vorzugsweise einem biologisch abbaubaren Polymerisat, wie Polycaprolacton (PCL) zu verstärken; das Polymerisat wirkt als Füllstoff. Zu diesem Zweck wird das Polymerisat in einem Lösungsmittel in einer Konzentration von etwa 10 bis 50 Gewichtsprozent, typischerweise 20 bis 40 Gewichtsprozent gelöst, und danach der Körper 5 Minuten bis 1e Stunde, beispielsweise 20 Minuten, eingetaucht. Danach wird der Körper entfernt und zentrifugiert, um überschüssige Lösung zu entfernen. Es kann zweckmäßig sein, dann die Probe zu erhitzen, um zu verursachen, daß Polymerisat, welches die Poren blockiert, schmilzt. Diese Verfahren kann gewünschtenfalls wiederholt werden.
Bei einer bevorzugten Durchführungsform der Erfindung kann ein Teil oder die Gesamtheit der Poren des künstlichen Knochens als Arzneimittel-Abgabesystem mit gesteuertem Abgabemechanismus verwendet werden. Dies kann allgemein dadurch erzielt werden, daß man den künstlichen Knochen in eine Lösung des gewünschten Zellwachstumsfaktors oder Arzneimittels eintaucht.
Gegenwärtig gibt es keinen wirksamen Medikamenten-Abgabemechanismus, um hergestellte hochmolekulare Proteine oder Enzyme in den Knochen abzugeben. Gemäß der Erfindung kann dies erzielt werden, weil die Größe des Knochentrans plantats eingestellt werden kann, um das Molekül zu beherbergen. Auf diese Weise können hergestellte hochmolekulare Proteine oder Enzyme, die auf diese Weise eingebracht worden sind, von dem Knochentransplantat abgegeben werden, um das Einwachsen des Knochens anzuregen, und die poröse Matrix kann die Osteoblastenzellen zur Proliferation und Differenzierung führen. Auf diese Weise können Wachstumsfaktoren für den Knocheneinwuchs einschließlich des transformierenden Wachstumsfaktors (TGF-β1), des knochenmorphogenetischen Proteins (BMP-2) und des osteogenen Proteins (OP-1) in den künstlichen Knochen gemäß der Erfindung eingebracht werden.
Andere Materialien, die eingebracht werden können, sind Vitamine, wie Vitamin D, und Spurenmineralien, wie Zink, die in Form eines Salzes eingebracht werden können.
Bei einer bevorzugten Durchführungsform können diese Moleküle zusammen mit einem biologisch abbaubaren Polymerisat in die Poren eingebracht werden.
Das biologisch abbaubare Polymerisat trägt dazu bei, das aktive Molekül in den Poren zu „fixieren" und gleichzeitig die Festigkeit des künstlichen Knochens zu erhöhen.
Geeignete biologisch abbaubare Polymerisate, die für diesen Zweck verwendet werden können, sind Stärke, typischerweise Maisstärke, oder andere natürlich vorkommende Polymerisate oder Gemische aus derartigen Polymerisaten mit beispielsweise Polyethylen oder Polymilchsäure oder Polyglycolsäure. Allgemein muß die Konzentration an nicht natürlich vorkommenden Stoffen niedrig gehalten werden, um mögliche nachteilige biologische Wirkungen zu vermeiden. Es ist aber möglich, ein Gemisch aus Stärke und bis zu etwa 50 Gewichtsprozent Polyethylen geringer Dichte zu verwenden.
Die aktive Verbindung und das biologisch abbaubare Polymerisat, wenn es verwendet wird, können aus einer Lösung der Materialien durch Eintauchen eingebracht werden. Die Anwendung eines leichten Vakuums auf das künstliche Knochentransplantat kann nützlich sein, da es die Aufnahme der Lösung erhöht.
Wenn diese Eintauchstufe mehrfach durchgeführt wird, kann die Festigkeit des künstlichen Knochens ganz beträchtlich erhöht werden. Überschüssiges, biologisch abbaubares Polymerisat kann allgemein durch Zentrifugieren entfernt werden.
Daher kann das künstliche Knochentransplantationsmaterial gemäß der Erfindung als 3-D-Skelett für in vitro erzeugte Gewebe-Eigentransplantationsmaterialien verwendet werden.
Die Herstellungskosten bei dem Verfahren sind allgemein beträchtlich niedriger als bei bereits vorhandenen Verfahren, und die Herstellungsdauer ist allgemein niedriger als bei den anderen Verfahren. Unter normalen Umständen kann eine selbst großformatige Probe von unregelmäßiger Gestalt in weniger als 24 Stunden hergestellt werden. Daher kann es nach Maß hergestellt werden. Beispielsweise kann vor einer maxillofazialen Operation die gewünschte Form des Knochentransplantats gemäß dem Abtastbild des 3-D-Gerüstes des Patienten geschaffen werden. Daher kann das Knochentransplantat individuell für jeden Patienten hergestellt werden.
Die folgenden Beispiele erläutern die Erfindung.
Beispiel 1
Handelsüblicher Hydroxylapatit zur medizinischen Verwendung Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ in Pulverform (ASTM F118588) und einer Teilchengröße von 0,6 bis 1 μm wurde zur Herstellung von künstlichem, porösen Knochentransplantationsmaterial verwendet. Die erste Stufe besteht darin, eine Aufschlämmung mit folgenden Bestandteilen herzustellen:

160 g pulverförmiger Hydroxylapatit

70 ml entionisiertes Wasser

2 g Ammoniumpolyacrylat
Diese Bestandteile wurden zu Anfang in einem Kunststoffbehälter mit einem Spatel homogen vermischt. Als eine gleichmäßige Lösung gebildet worden war, wurde eine mechanische Rührung mit einem Doppelflügelmischer mit etwa 1200 UpM während 5 Minuten vorgenommen. Dabei wurden etwa 115 ml Aufschlämmung erhalten. Die Aufschlämmung wurde danach in eine Zylindermühle zur weiteren Dispergierung der Agglomerate gegossen; diese war ein Polyethylenkolben von 10 cm Länge und 6 cm Durchmesser und enthielt 100 cm³ kleine Al₂O₃-Zylinder hoher Dichte. Die Zylindermühle wurde verschlossen und 30 Minuten mit 120 UpM unter Ausbildung einer gleichförmigen Aufschlämmung rotieren gelassen.
70 g feines, durchgesiebtes Weizenmehl und 7 g Hefezellen wurden anschließend allmählich der Aufschlämmung zugesetzt und das Ganze in einem Mischer zu einem verarbeitbaren, weichen Gemisch geschlagen.
A. Probe ohne Extrudierung
Das Gemisch wurde danach ohne Extrudierung gleichmäßig geteilt und in vier mit Polytetrafluorethylen überzogene Petrischalen gegeben, ohne diese zu verschließen. Diese Petrischalen wurden danach in eine temperaturgesteuerte Bebrütungsvorrichtung bei einer Temperatur von 28 bis 30°C gegeben. Die Verweildauer in dem Bebrütungsapparat wurde viermal in 15-Minuten-Schritten von 15 Minuten bis zu einer Stunde verändert. Am Ende jeden Schrittes wurde eine der Petrischalen allmählich in flüssigen Stickstoff eingetaucht, um die biologische Reaktion zu beenden und die Probe für die nächste Verfahrensstufe vorzubereiten.
Das überschüssige Wasser wurde anschließend von der Probe während 2 Stunden in einer Gefriertrocknungskammer bei 20°C und einem Druck von 10^–1 bis 10^–3 mm Hg entfernt. Die getrocknete Probe wurde anschließend in einem Ofen 30 Minuten bei 200°C stabilisiert. Die formatierten Proben wurden dann allmählich in einem Ofen mit einer Geschwindigkeit von 5°C je Minute erhitzt und bei 1000°C gehalten, um die organischen Zusätze zu entfernen. Anschließend wurden die Proben zwei Stunden bei 1250°C getempert und mit einer Geschwindigkeit von 5°C je Minute allmählich auf Raumtemperatur abgekühlt.
Die Überprüfung der porösen Struktur jeder der gesinterten Proben mit dem Lichtmikroskop ergab, daß sämtliche Proben eine poröse Struktur aufwiesen, die mit derjenigen der menschlichen Spongiosa annähernd identisch war. Die Größe der Poren und der zusammenhängenden Poren erhöhte sich allmählich mit der Inkubationsdauer, wie in der folgenden Tabelle 1 dargestellt.
B. Mit Extrudierung
Nach dem Mischverfahren wurde das Gemisch durch eine Extrudiereinheit gepreßt und eine zylinderförmige Probe erhalten. Die Vorderform der Extrudiereinheit bestand aus zwei miteinander verbundenen Zylindern, deren Durchmesser 5 cm für den Zylinder der ersten Stufe und 3 cm für den Zylinder der zweiten Stufe betrugen. An beiden Enden des Zylinders der zweiten Stufe war ein Stahlnetz mit drei Millimeter Maschenweite angebracht. Das extrudierte Gemisch wurde dann auf einer mit Polytetrafluorethylen beschichteten Platte plaziert, ohne daß es abgeschlossen wurde. Die Platte mit dem Gemisch wurde danach in einen temperaturgesteuerten Bebrütungsapparat überführt und 30 Minuten bei 28 bis 30°C gehalten. Danach wurde das Gemisch zwei Stunden bei –5° in einem Kühlschrank gehalten und anschließend das überschüssige Wasser von der Probe während 2 Stunden in einer Gefriertrocknungskammer bei 20°C und einem Druck von 10^–1 bis 10^–3 mm Hg entfernt. Das Formatieren, Brennen und Tempern erfolgte auf dieselbe Weise, wie in Abschnitt A beschrieben. Die Probe wies eine gleichförmige, röhrenartige poröse Struktur mit Porengrößen von 800 bis 1000 μm Länge und einem mittleren Durchmesser von etwa 200 μm auf. Die zusammenhängenden Poren von einem mittleren Durchmesser von 200 μm waren an den Enden dieser röhrenartigen Makroporen verbunden. Die Struktur ist für den Knocheneinwuchs und die Induktion der Gefäßbildung ideal.
C. Mit Verformen unter Abschluß
Das Extrudierverfahren war das gleiche, wie in Abschnitt B beschrieben. Jedoch war das Stahlnetz während des Extrudierens entfernt. Die extrudierte, zylinderförmige Probe wurde in eine abgeschlossene Zylinderform überführt. Die Bebrütung und die Wasserentfernung erfolgten, wie in Abschnitt B beschrieben, und das Formatieren, Brennen und Tempern erfolgten, wie in Abschnitt A beschrieben. Ein Querschnitt der Probe zeigte eine Struktur, die derjenigen von menschlichem Langknochen ähnlich war. Eine kompakte Struktur bildete die äußere Schalte der Proben; sie bestand aus einer harten, praktisch festen Masse aus Ca/P-Keramik, die in konzentrischen Schichten angeordnet war. Eine poröse Struktur, ähnlich derjenigen, wie man sie in der Spongiosa findet, war in der Mitte der Proben vorhanden; die Porengröße verringerte sich allmählich, und schließlich verbanden sich die Poren mit der kompakten Struktur.
Beispiel 2
Proben des porösen HA-Produktes, das in Beispiel 1B erhalten worden war, wurden in eine kochende Aufschlämmung von HA einer mittleren Teilchengröße von 0,2 μm eingetaucht. Die Eintauchzeiten betrügen 30 Minuten bis 90 Minuten in Schritten von 30 Minuten, und die Aufschlämmung wurde konstant gerührt. Danach wurde überschüssige Aufschlämmung durch Zentrifugieren (2500 bis 15000 UpM) entfernt. Die Proben wurden 5 Stunden bei 1280°C getempert.
Eine mechanische Überprüfung der Proben wurde unter Verwendung einer Lloyd-Laborversuchsmaschine durchgeführt, die mit einer 2,5-kN-Belastungszelle und einer entfernten computergesteuerten Einheit ausgestattet war. Die Belastung wurde auf die Proben (mittlere Probenkontaktfläche 0,8 cm²) mit einer Gleitbackengeschwindigkeit von 0,1 mm je Minute aufgebracht, bis Sprödbruch erfolgte. Die erhaltenen Ergebnisse sind in 2 dargestellt. Es ergibt sich, daß die Druckfestigkeit der porösen HA-Proben mit der Eintauchdauer ansteigt.
Beispiel 3
6 g Polycaprolacton (PCL) wurden in einem 150-cm³-Becherglas geschmolzen, indem man das Ganze in einen 60°C warmen Ofen stellte. Nachdem das feste PCL zu einem klaren, klebrigen Fluid geschmolzen war, wurden 20 ml Aceton zugesetzt, um das PCL zu lösen und eine fließende Lösung zu erhalten. Die Viskosität der Lösung betrug 0,8835 ± 0,025 Pa.s. Poröse Proben, die gemäß Beispiel 1B hergestellt worden waren, wurden darauf in die Lösung eingetaucht und das Ganze am Sieden gehalten, indem man es auf eine heiße Platte mit der konstanten Temperatur von 57°C stellte.
Nach 20 Minuten wurden die Proben entfernt und einem Zentrifugierverfahren (2500 bis 15000 UpM) unterworfen, um überschüssige Lösung aus den zusammenhängenden makroporösen Strukturen zu entfernen. Die Proben wurden danach in einen Ofen bei 60 °C gestellt, um blockierendes PCL in der makroporösen Struktur zu schmelzen, und die Zentrifugierbehandlung wurde wiederholt.
Die mechanische Prüfung der Proben von Beispiel 2 wurde durchgeführt. Die erzielten Ergebnisse sind in 3 dargestellt. Es ist ersichtlich, daß die mit PCL verstärkten, porösen HA-Proben eine merklich erhöhte Druckfestigkeit aufwiesen.
Die Porositätseigenschaften der untersuchten Proben, gemessen gemäß ASTM C 134-Standard vor Durchlaufen des Eintauchverfahrens, waren wie folgt:

Claims

Verfahren zur Herstellung künstlichen Knochens, welches umfaßt: (i) eine Mischung aus fein zerteiltem biokompatiblen, keramischen Pulver, einem organischem Bindemittel und Hefe in einer inerten Flüssigkeit herzustellen, so daß ein Körper gebildet wird, und Bewirken, daß zumindest ein Teil der Hefe sich entlang einer gemeinsamen Achse ausrichtet, (ii) optional den resultierenden Körper zu formen, (iii) die Hefe in dem Körper eine poröse Struktur formen lassen, (iv) den Formkörper auf eine Temperatur aufzuheizen, die ausreicht, um die poröse Struktur zu fixieren, und (v) den Körper weiter zu erhitzen, um Rückstände des organischen Bindemittels und der Hefe zu entfernen und ihn zu verschmelzen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei es sich bei dem keramischen Pulver um Calciumphosphat handelt.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei es sich bei dem keramischen Pulver um α- oder β-Tricalciumphosphat handelt.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei es sich bei dem Calciumphosphat um Hydroxylapatit handelt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem das Pulver eine durchschnittliche Teilchengröße von nicht mehr als 100 μm hat.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem es sich bei dem organischen Bindemittel um Kohlenhydratpulver handelt.
Verfahren nach Anspruch 6, bei dem es sich bei dem organischen Bindemittel um Getreidemehl oder Weizenmehl handelt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem es sich bei der inerten Flüssigkeit um Wasser handelt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei zunächst eine Aufschlämmung aus dem keramischen Pulver erhalten wird und das organische Bindemittel und Hefe dieser zugegeben wird.
Verfahren nach Anspruch 9, indem die Aufschlämmung aus dem keramischen Pulver durch Mahlen, wahlweise mittels einer Mahlhilfe, erhalten wird.
Verfahren nach Anspruch 9 oder 10, bei dem ein Dispergiermittel mit dem keramischen Pulver vermischt wird.
Verfahren nach Anspruch 11, bei dem es sich bei dem Dispergiermittel um eine Ammoniaklösung, eine ortho-Phosphorsäure oder ein Acryl- und/oder Methacrylsäurepolymer handelt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11, wobei das organische Bindemittel und Hefe in einer abgeschlossenen, Sauerstoff enthaltenden Kammer in der Aufschlämmung homogen dispergiert werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Hefe in Schritt (i) durch Extrudieren des Körpers ausgerichtet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der Körper unter Verwendung einer Form geformt wird.
Verfahren nach Anspruch 15, wobei es sich bei der inerten Flüssigkeit um Wasser handelt und die abgeschlossene Form auf eine Temperatur unterhalb des Gefrierpunktes gekühlt wird, womit die poröse Struktur des Körpers verbessert wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei nach Schritt (ii) die inerte Flüssigkeit aus dem Körper entfernt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei Schritt (iv) bei einer Temperatur von 100 bis 230°C durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 18, wobei Schritt (iv) beinhaltet, den Gegenstand Dampf auszusetzen.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei Schritt (v) durchgeführt wird, indem mit einer Geschwindigkeit von nicht mehr als 10°C pro Minute auf 400 bis 1.000°C aufgeheizt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei nach Schritt (v) der Körper bei einer Temperatur von bis zu 1.450°C getempert wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Produkt aus Schritt (v) in einer keramische Aufschlämmung eingetaucht wird, welche dann gekocht wird, und der resultierende Körper über eine Zentrifuge entfernt wird.
Künstlicher Knochen, hergestellt durch ein Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche.
Künstlicher Knochen nach Anspruch 23, der ein oder mehrere Proteine, Vitamine, Spurenelement oder Mineralien enthält.
Künstlicher Knochen nach Anspruch 24, welcher außerdem ein biologisch abbaubares Polymer enthält.