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EP3013542A1 - Knochenersatz-material und verfahren zur herstellung von knochenersatz-material - Google Patents

Knochenersatz-material und verfahren zur herstellung von knochenersatz-material

Info

Publication number
EP3013542A1
EP3013542A1 EP14738750.0A EP14738750A EP3013542A1 EP 3013542 A1 EP3013542 A1 EP 3013542A1 EP 14738750 A EP14738750 A EP 14738750A EP 3013542 A1 EP3013542 A1 EP 3013542A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
ceramic
bone
porous
monolithic
load
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP14738750.0A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Kathrin LORENZ
Tobias Fey
Peter Greil
Heinrich Wecker
Alfons Kelnberger
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Ceramtec GmbH
Friedrich Alexander Univeritaet Erlangen Nuernberg FAU
Original Assignee
Ceramtec GmbH
Friedrich Alexander Univeritaet Erlangen Nuernberg FAU
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Ceramtec GmbH, Friedrich Alexander Univeritaet Erlangen Nuernberg FAU filed Critical Ceramtec GmbH
Publication of EP3013542A1 publication Critical patent/EP3013542A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A61L2430/38—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of the spine, vertebrae or intervertebral discs

Definitions

  • the invention relates to a ceramic bone substitute material and generative method for producing this bone substitute material.
  • the invention relates to ceramic bone replacement materials used in implants, and preferably in spinal implants.
  • Manufacturing processes can be used to design the structures of the bone substitute material.
  • Endoprosthetic components for example for the fusion of vertebral bodies (cages) are known. They are adapted in geometry to the anatomy of the human vertebral body, are located between two vertebral bodies and replace the intervertebral disc completely or partially. In addition to disc replacement, replacement of whole spinal segments, e.g. Vertebral body and adjacent discs with cages possible.
  • the spinal implants at a first stage of retention in the human body, by their mechanical properties alone, keep adjacent vertebral bodies at a distance, in an anatomically correct and
  • Known ceramic cages are usually designed annular or adapted to the shape and anatomy of the human vertebral body, the ring consists of a monolithic, so dense, high strength and stiff ceramic.
  • Bone replacement materials can be filled. Another possibility is the filling of this cavity with an artificial, porous, osseoinduktiven or osseoconductive core structure.
  • the artificial or synthetic core structure can be on ceramic cages on similar ceramic materials, other ceramic materials or non-ceramic Materials are based and usually much less stiff than the outer ring. In this area, bone cells are supposed to build up new bone material, whereby the cells involved need a corresponding mechanical stimulus.
  • bone replacement material is used interchangeably with these terms for the term porous core or porous core structure, which makes sense in particular with regard to the spinal implants described here.
  • Embodiments of the monolithic load bearing material may be used. However, the invention is not intended to be limited by the use of these terms
  • spinal implants be limited.
  • the spinal implants are only as a preferred embodiment or preferred field of application for the
  • the bone substitute material according to the invention can be used wherever bone is supposed to grow or grow together with an implant.
  • a porous ceramic bone replacement material according to a preferred embodiment of the invention has an open, continuous porosity of at least 25% by volume.
  • the artificial core structure can be made by a foaming process in which a gas is introduced into a ceramic slurry to generate bubbles.
  • These structures are mechanically relatively stable and resilient; the compressive strengths are in the double-digit megapascal range.
  • porous structures are not or hardly interconnecting, so that essential conditions, namely the permeability to fluids and Einwachspfade for bone cells, for new bone formation missing.
  • Another variant for targeted pore formation in ceramic structures is based on the use of pore formers, for example organic
  • Bone substance suitable This technology can therefore be used in the
  • Another disadvantage is that the structure of the porous ceramic is dictated by the structure of the template body, which does not necessarily correspond to the ideal biological conditions in the human body.
  • the structure to be achieved can only be limited by selecting a corresponding template body.
  • the object of the invention is therefore to avoid the disadvantages of said methods and to provide a stable porous bone replacement material, which can be used in particular in spinal implants. Furthermore, methods for producing this bone replacement material are to be made available.
  • high-strength and damage-tolerant ceramic materials are to be used.
  • the bone substitute materials should provide the best possible conditions for the implant bone tissue to grow through.
  • oxide ceramic materials based on Al 2 O 3, ZrO 2 or mixed ceramics thereof such as ZTA (zirconia thoughened alumina), ATZ (alumina thoughened zirconia) or ceramic composite materials with dispersoid phases.
  • ZTA zirconia thoughened alumina
  • ATZ alumina thoughened zirconia
  • ceramic composite materials with dispersoid phases such as Si3N or SiC based materials.
  • porous ceramic bone substitute material or a complete implant comprising a porous ceramic
  • the core structures according to the invention are the very flexible and complex design options.
  • the fusion structure may e.g. have a graded porosity in terms of pore frequency and / or pore size.
  • the targeted design of pore forms such. directed channel structures, which favor the vascularization of the newly formed Knochenmate than is possible.
  • a patient's natural and individual bone structure can be used as a template on the basis of computer tomography data in order to support a patient-appropriate bone structure.
  • Another advantage is a possible cross-sectional reduction of the webs with the same strength of the porous structures.
  • a higher proportion of endogenous bone cells in the core structure of the cage can be achieved.
  • Hollow webs may be advantageous, for example, to fill the hollow webs with growth-promoting or antimicrobial substances.
  • Negative forms or ceramic positive structures are produced, very high resolutions can be achieved. Realistically, resolutions in the z-direction are currently up to 30 ⁇ and in the lateral x-y direction to 20 ⁇ .
  • the structures can be made so that they can be optimally cleaned and sterilized after completion, which is extremely important in a medical device.
  • Be negative forms such as light-curing plastics
  • Suitable methods are i.a. Slip molding and injection molding, in particular low-pressure injection molding (hot casting or low pressure injection molding, LIM).
  • An implant comprising a porous ceramic bone substitute material and a monolithic load-bearing material can be readily manufactured using such a generative process. Preferably, this is also the case
  • the monolithic, load-bearing material made of ceramic, particularly preferably of a similar ceramics as the porous bone replacement material.
  • the bone substitute material and the monolithic load-bearing material may be molded together by a ceramic injection molding process.
  • the process flow may look like this:
  • a generatively produced polymer core is placed in a mold predetermining the shape of the spinal implant and overmolded with the ceramic low-pressure injection-molding compound at temperatures above 100 ° C.
  • This composition can be prepared and processed according to known prior art from the ceramic powder and waxy organic.
  • a template core (negative mold) produced, for example, by photolithography or fused deposition modeling (FDM) from support polymer specifies the pore structure.
  • FDM fused deposition modeling
  • the optionally remaining carbonaceous core can be removed by oxidation above 600 ° C.
  • a particular ceramic trabecular structure can be made together or separately with a monolithic sheath region for a spinal implant.
  • the big advantage in addition to the flexible geometry of the core structure in these cages is the shape of the cages in one operation.
  • Generative processes include a) direct processes (3D powder bed printing, direct ceramic inkjet printing) and b) indirect processes (FDM,
  • Stereolithography in particular CAD-based stereolithography
  • the resolution limits of the respective methods have been converted into pore sizes and web widths according to current knowledge and shown in the table:
  • the maximum economic upper limit for pore sizes and web widths can be assumed to be 10 mm. Large pore sizes are advantageous, for example, when channel structures are to be applied.
  • F DM deposition method An example of a suitable generative or rapid prototyping method with a high degree of flexible geometry design is the so-called F DM deposition method, in which models of negative forms are produced from thermoplastic polymer wire, which are fed to a nozzle and down to just below
  • thermoplastic material Melting temperature is heated.
  • the semi-liquid thermoplastic material is then applied as a further layer on an existing layer and cools there immediately.
  • the layers adhere to each other because the liquid plastic melts the already existing layer.
  • Possible materials are ABS (acrylonitrile-butadiene-styrene), PLA (polylactides) or PVA.
  • ABS acrylonitrile-butadiene-styrene
  • PLA polylactides
  • PVA polylactides
  • the polymer structure is removed thermally by decomposition using ABS and PLA.
  • the water-soluble PVA can be dissolved by treatment in a water bath at temperatures below 60 ° C.
  • the produced core structures can be independently of the selected
  • Particularly suitable materials for lost cores or negative molds have been found to be epoxy materials with a softening point which is above the softening point of the LIM injection molding compound, advantageously above 120 ° C.
  • the negative molds can also be infiltrated with ceramic masses containing pore formers. After the removal of the lost nucleus and the
  • Pore formers lead to an additional microporosity. With this kind of setting a bimodalen pore size distribution can the two aspects
  • a second variant is the already mentioned stereolithographic methods, in which light-curing polymers are used, which are solidified and stabilized layer by layer by exposure to UV light.
  • direct production via commercial 3D printing of ceramic powders can be used to make the trabecular structures.
  • the 3D component is optimized for the printing process ceramic powders (grain size and distribution, binder content) via a layered structure in the inkjet printing process using a
  • Binder fluid produced Powder areas that are not printed with the liquid can be removed after solidification of the component in the building chamber by blowing or manual processing.
  • the dimensioning of the component must be such that a removal of the remaining powder is possible.
  • the printable layer thickness in the z direction depends on the particle size distribution of the powder and the resolution of the device. Usually, the layer thickness between 125 and 150 ⁇ .
  • the xy resolution corresponds to the resolution of the layer thickness, since it is also dependent on the particle size distribution.
  • the ceramic direct printing can be used by means of a standard inkjet technology. Here, an optimized ceramic slurry (average particle size ⁇ 100 nm) is printed layer by layer directly onto a substrate.
  • the advantage here is that the direct construction of ceramic structures is possible.
  • a major advantage of the first approach is that a cage with a trabecular structure can be produced in one operation and no additional effort for material or positive connection with the dense shell structure of the cage must be operated.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein keramisches Knochenersatz-Material sowie Verfahren zu dessen Herstellung. Insbesondere betrifft die Erfindung generative Verfahren zur Herstellung von Knochenersatz-Materialien.

Description

Knochenersatz-Material und Verfahren zur Herstellung von
Knochenersatz-Material
Die Erfindung betrifft ein keramisches Knochenersatz-Material und generative Verfahren zur Herstellung dieses Knochenersatz-Materials. Insbesondere betrifft die Erfindung keramische Knochenersatz-Materialien, die in Implantaten und bevorzugt in Wirbelsäulen-Implantaten Verwendung finden. Mittels generativer
Fertigungsverfahren lassen sich die Strukturen des Knochenersatz-Materials gestalten.
Endoprothetische Bauteile, beispielsweise zur Fusionierung von Wirbelkörpern (Cages) sind bekannt. Sie sind in ihrer Geometrie der Anatomie des menschlichen Wirbelkörpers angepasst, befinden sich zwischen zwei Wirbelkörpern und ersetzen die Bandscheibe ganz oder teilweise. Neben dem Bandscheibenersatz ist auch der Ersatz von ganzen Wirbelsäulen-Segmenten, z.B. Wirbelkörper und angrenzende Bandscheiben mit Cages möglich.
Typischerweise halten die Wirbelsäulen-Implantate in einer ersten Phase des Verbleibs im menschlichen Körper allein durch ihre mechanischen Eigenschaften angrenzende Wirbelkörper auf Distanz, in einer anatomisch korrekten und
neurologisch optimalen Position. In einer zweiten Phase fördern sie die Fusionierung und somit das Verwachsen der beiden sie umgebenden Wirbelkörper.
Bekannte keramische Cages sind in der Regel ringförmig ausgeführt bzw. der Form und Anatomie der menschlichen Wirbelkörper angepasst, wobei der Ring aus einer monolithischen, also dichten, hoch belastbaren und steifen Keramik besteht.
Im Zentrum weisen diese Cages einen Hohlraum auf, der mit bekannten
Knochenersatzmaterialien (autolog oder allogen) aufgefüllt werden kann. Eine weitere Möglichkeit stellt die Füllung dieses Hohlraums mit einer künstlichen, porösen, osseoinduktiven oder osseokonduktiven Kernstruktur dar. Die künstliche oder synthetische Kernstruktur kann bei keramischen Cages auf artgleichen keramischen Materialien, anderen keramischen Materialien oder nichtkeramischen Materialien beruhen und ist in der Regel wesentlich weniger steif als der äußere Ring. In diesem Bereich sollen Knochenzellen neues Knochenmaterial aufbauen, wobei die daran beteiligten Zellen einen entsprechenden mechanischen Stimulus benötigen.
Die Bezeichnung Knochenersatz-Material wird für diese Strukturen synonym zu der Bezeichnung poröser Kern oder poröse Kernstruktur verwendet, die insbesondere hinsichtlich der hier beschriebenen Wirbelsäulen-Implantate sinnvoll ist. Gleiches gilt für den Begriff Mantel oder Mantelstruktur, die als Bezeichnung für einzelne
Ausführungsformen des monolithischen, lasttragenden Materials verwendet werden. Allerdings soll die Erfindung durch die Verwendung dieser Begriffe nicht auf
Wirbelsäulen-Implantate begrenzt sein. Die Wirbelsäulen-Implantate sind nur als bevorzugte Ausführungsform oder bevorzugtes Anwendungsfeld für das
erfindungsgemäße Knochenersatz-Material zu sehen. Grundsätzlich ist das erfindungsgemäße Knochenersatz-Material überall dort einsetzbar, wo Knochen mit einem Implantat verwachsen oder einwachsen soll.
Ein poröses keramisches Knochenersatz-Material weist gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung eine offene, durchgängige Porosität von mindestens 25 Vol.-% auf.
Zur Herstellung dieser porösen Kernstrukturen sind verschiedene Methoden bekannt.
Die künstliche Kernstruktur kann mittels eines Aufschäumverfahrens hergestellt werden, bei dem ein Gas in einen keramischen Schlicker eingebracht wird, um Blasen zu erzeugen. Diese Strukturen sind mechanisch relativ stabil und belastbar; die Druckfestigkeiten liegen im zweistelligen Megapascal-Bereich.
Nachteilig ist aber, dass die durch Gasschäumung erzeugten Poren meist
geschlossen sind. Die porösen Strukturen sind nicht oder kaum interkonnektierend, so dass wesentliche Voraussetzungen, nämlich die Durchlässigkeit für Fluide und Einwachspfade für Knochenzellen, für die Knochenneubildung fehlen. Eine weitere Variante zur gezielten Porenausbildung in keramischen Strukturen basiert auf der Verwendung von Porenbildnern, beispielsweise organischen
Kügelchen, die im Laufe des Prozesses gezielt in die keramische Masse ein- oder aufgebracht werden. Die Porenbildner werden anschließend ausgebrannt und hinterlassen Poren.
Diese Technologie ist geeignet zur Gestaltung von rauen Oberflächen, die zwar gute Voraussetzungen für das An- und Aufwachsen von Knochen bieten. Die mit diesem Verfahren erzeugte Porosität ist jedoch im Wesentlichen nicht interkonnektierend, d.h., sie ist nicht für die Durchbauung eines gewissen Volumens mit
Knochensubstanz geeignet. Diese Technologie kann deshalb bei der
erfindungsgemäßen Verwendung in Implantaten zur Fusionierung von Wirbelkörpern nicht eingesetzt werden.
Weiterhin ist das sogenannte Retikulatverfahren (bzw.„Schwarzwalder-Verfahren") zur Herstellung von porösen Keramiken bekannt, bei dem es sich um ein spezielles Abformverfahren handelt. Hierbei werden organische Templatkörper mit geeigneter offenporiger Struktur, beispielsweise organische Schaum-Strukturen, mit
keramischen Schlickern beschichtet und anschließend den bekannten keramischen thermischen Prozessen unterzogen, um letztlich eine offenzellige, trabekuläre Keramikstruktur herzustellen.
Dieses Verfahren erzeugt jedoch immer Hohlstege im fertigen keramischen Produkt, da der organische Templatkörper ausgebrannt wird, und Hohlstege an seiner Stelle zurückbleiben. Mit diesem Verfahren erhält man zwar eine poröse Struktur, die allerdings nur geringe Festigkeiten im einstelligen Megapascal-Bereich aufweist.
Ein weiterer Nachteil ist, dass die Struktur der porösen Keramik durch die Struktur des Templatkörpers vorgegeben wird, die nicht notwendigerweise den idealen biologischen Bedingungen im menschlichen Körper entspricht. Die zu erzielende Struktur kann nur begrenzt über die Auswahl eines entsprechenden Templatkörpers gestaltet werden. Aufgabe der Erfindung ist daher, die Nachteile der genannten Verfahren zu vermeiden und ein stabiles poröses Knochenersatz-Material bereitzustellen, das insbesondere in Wirbelsäulen-Implantaten Verwendung finden kann. Weiterhin sollen Verfahren zur Herstellung dieses Knochenersatz-Materials zur Verfügung gestellt werden.
Insbesondere sollen hochfeste und schadenstolerante keramischen Werkstoffe zum Einsatz kommen. Die Knochenersatz-Materialien sollen möglichst gute Bedingungen für das Durchwachsen des Implantats mit Knochenzellen bieten.
Besonders geeignet sind oxidkeramische Werkstoffe auf Basis AI2O3, ZrO2 bzw. Mischkeramiken daraus, wie ZTA (zirconia thoughened alumina), ATZ (alumina thoughened zirconia) oder keramische Verbundwerkstoffe mit dispersoiden Phasen. Denkbar sind auch Si3N oder SiC basierte Werkstoffe.
Für die Fertigung der Wirbelsäulen-Implantate kommen generative
Fertigungsverfahren zum Einsatz. Dabei können prinzipiell folgende Ansätze verfolgt werden:
• direkte Fertigung des porösen, keramischen Knochenersatz-Materials oder eines kompletten Implantats, umfassend ein poröses, keramisches
Knochenersatz-Material und ein monolithisches, lasttragendes Material, mit einem generativen Verfahren
• Fertigung von Negativformen zur Herstellung der porösen, keramischen
Kernstrukturen (Knochenersatz-Material) oder der gesamten Integralstruktur der Implantate, d.h. Negativformen des äußeren Rings und der porösen Kernstruktur und anschließend Fertigung der keramischen Implantate mit geeigneten keramischen Formgebungsverfahren
Unabhängig von dem prinzipiellen Ansatz lassen sich mit generativen
Fertigungsverfahren offenzellulare, trabekuläre Strukturen mit hoher Flexibilität hinsichtlich der Gestaltungsmöglichkeiten herstellen, die den biologischen
Anforderungen an das Knochenzellenwachstum optimal gerecht werden. Die biologischen Anforderung betreffen beispielsweise die Einsprossung von Knochen- (Osteoblasten) und Gefäßen-(Endothel) bildenden Zellen.
Ein großer Vorteil der erfindungsgemäßen Kernstrukturen sind die sehr flexiblen und komplexen Gestaltungsmöglichkeiten. Die Fusionsstruktur kann z.B. eine gradierte Porosität hinsichtlich der Porenhäufigkeit und/oder der Porengröße aufweisen. Die gezielte Gestaltung von Porenformen wie z.B. gerichtete Kanalstrukturen, die die Vaskularisierung des neu gebildeten Knochenmate als begünstigen, ist möglich.
Dies gewährleistet nicht nur den Aufbau und das Wachstum von Knochenmaterial, sondern auch die Versorgung und Aufrechterhaltung der Vitalität des neu gebildeten Knochens.
Im Vergleich zu gängigen Techniken besteht eine deutlich höhere Designfreiheit, so dass für die Knochenzellen optimale Strukturen geschaffen werden können.
Beispielsweise kann die natürliche und individuelle Knochenstruktur eines Patienten auf Basis von Computertomographiedaten als Vorlage genutzt werden, um einen patientengerechten Knochenaufbau zu unterstützen.
Im Vergleich zu den Direktabformmethoden können Hohlstege nicht nur minimiert, sondern gänzlich vermieden werden. Es können dichte Stege erzeugt werden, so dass bei gleichem Querschnitt der Stege eine deutlich erhöhte mechanische
Festigkeit besteht.
Ein weiterer Vorteil ist eine mögliche Querschnittsreduktion der Stege bei gleicher Festigkeit der porösen Strukturen. Damit kann ein höherer Anteil an körpereigenen Knochenzellen in der Kernstruktur des Cages erreicht werden.
Es können aber auch gezielt Hohlstege hergestellt werden, die einen runden Querschnitt aufweisen und damit wesentlich keramikgerechter sind als
triangelförmige Hohlstege, die beim Ausbrennen von Templaten entstehen. Ecken mit spitzen Winkeln können vermieden werden. Die gezielte Herstellung von Hohlstegen kann vorteilhaft sein, z.B. um die Hohlstege mit wachstumsfördernden oder antimikrobiellen Substanzen zu füllen.
Es ist möglich horizontal oder vertikal verlaufende Versorgungskanäle aufzubauen, deren Größe und Durchmesser an die menschlichen Kapillarsysteme angepasst sind.
Bei der Verwendung von CAD-basierten stereolithographischen Methoden zum Aufbau der porösen Strukturen, unabhängig davon ob kunststoffbasierte
Negativformen oder keramische Positivstrukturen hergestellt werden, können sehr hohe Auflösungen erzielt werden. Realistisch sind derzeit Auflösungen in z-Richtung bis 30 μιτι und in lateraler x-y Richtung bis 20 μιτι.
Ein weiterer Vorteil ist die hohe Reproduzierbarkeit beim Aufbau der porösen
Strukturen.
Außerdem können die Strukturen so hergestellt werden, dass sie nach Fertigstellung optimal gereinigt und sterilisiert werden können, was bei einem Medizinprodukt extrem wichtig ist.
Werden Negativformen, beispielsweise aus lichtaushärtenden Kunststoffen
(Photopolymere) hergestellt, können diese mit einer keramischen Masse,
beispielsweise mit Schlicker oder einer Spritzgussmasse infiltriert werden, und dann entweder modular oder integriert zu keramischen Cages weiterverarbeitet werden. Geeignete Verfahren sind u.a. Schlickergießen sowie Spritzgießen, insbesondere Niederdruckspritzgießen (Heißgießen oder Low Pressure Injection Moulding, LIM).
Ein Implantat, umfassend ein poröses, keramisches Knochenersatz-Material und ein monolithisches, lasttragendes Material kann mithilfe eines solchen generativen Verfahrens problemlos hergestellt werden. Bevorzugt besteht auch das
monolithische, lasttragende Material aus Keramik, insbesondere bevorzugt aus einer artgleichen Keramik wie das poröse Knochenersatz-Material. Bevorzugt können das Knochenersatz-Material und das monolithische, lasttragende Material mittels eines keramischen Spritzgussverfahrens gemeinsam geformt werden.
Wird ein LIM-Verfahren verwendet, kann der Prozessablauf beispielsweise wie folgt aussehen:
Ein generativ erzeugter Polymerkern wird in ein die Form des Wirbelsäulen- Implantats vorgebendes Werkzeug eingelegt und bei Temperaturen über 100°C mit der keramischen Niederdruck-Spritzgussmasse umspritzt.
Diese Masse kann nach bekanntem Stand der Technik aus dem keramischen Pulver und mit wachsartiger Organik hergestellt und verarbeitet werden.
Ein beispielsweise durch Photolithographie oder Fused Deposition Modeling (FDM) aus Stützpolymer hergestellter Templatkern (Negativform) gibt die Porenstruktur vor. Die Entfernung des Templatkerns nach der Imprägnierung mit der Keramik erfolgt beispielsweise durch Ausschmelzen, Lösen oder thermisches Zersetzen.
Beim anschließenden Entbindern und Sintern an Luft kann der gegebenenfalls zurückbleibende kohlenstoffhaltige Kern durch Oxidation über 600°C entfernt werden. So kann eine spezielle keramische trabekuläre Struktur zusammen oder getrennt mit einem monolithische Mantelbereich für ein Wirbelsäulen-Implantat hergestellt werden.
Der große Vorteil neben der flexiblen Geometriegestaltung der Kernstruktur in diesen Cages ist hierbei die Formgebung der Cages in einem Arbeitsgang.
Bei generativen Verfahren werden die a) direkten Verfahren (3D-Pulverbettdruck, Keramischer Inkjet-Direktdruck) und die b) indirekten Verfahren (FDM,
Stereolithographie, insbesondere CAD-basierte Stereolithographie) bevorzugt eingesetzt. Die Auflösungsgrenzen der jeweiligen Verfahren sind in Porengrößen und Stegbreiten nach aktuellem Kenntnisstand umgerechnet worden und in der Tabelle dargestellt:
Als maximale wirtschaftliche Obergrenze für die Porengrößen und Stegbreiten können 10 mm angenommen werden. Große Porengrößen sind beispielsweise dann vorteilhaft, wenn Kanalstrukturen angelegt werden sollen.
Ein Beispiel für ein geeignetes generatives oder Rapid Prototyping Verfahren mit hoher flexibler Geometriegestaltung ist das sog. F DM-Verfahren, Fused Deposition Modeling, bei dem Modelle von Negativformen aus thermoplastischem Polymerdraht erstellt werden, der einer Düse zugeführt und dort bis knapp unter
Schmelztemperatur erhitzt wird. Das halbflüssige thermoplastische Material wird dann als weitere Schicht auf eine schon bestehende Schicht aufgebracht und erkaltet dort sofort wieder. Die Schichten haften aneinander, weil der flüssige Kunststoff die schon bestehende Schicht anschmilzt. Mögliche Materialien sind ABS (Acrylnitril- Butadien-Styrol), PLA (Polylactide) oder PVA. Das Entfernen der Polymerstruktur erfolgt thermisch durch Zersetzung bei Verwendung von ABS und PLA. Das wasserlösliche PVA kann durch eine Behandlung im Wasserbad bei Temperaturen kleiner 60°C aufgelöst werden.
Die hergestellten Kernstrukturen lassen sich unabhängig vom gewählten
Herstellungsverfahren entweder stoffschlüssig durch Kombination mit der
Mantelstruktur im Grünzustand und anschließendes Sintern oder formschlüssig durch Kombination mit der unabhängig gefertigten Mantelstruktur im gesinterten Zustand verbinden. Als geeignete Materialien für verlorene Kerne oder Negativformen haben sich insbesondere Epoxy-Materialien mit einem Erweichungspunkt herausgestellt, der über dem Erweichungspunkt der LIM Spritzgussmasse liegt, vorteilhaft über 120°C.
Die Negativformen können auch mit keramischen Massen infiltriert werden, die Porenbildner enthalten. Nach der Entfernung des verlorenen Kerns und der
Porenbildner führen diese zu einer zusätzlichen Mikroporosität. Mit dieser Art der Einstellung einer bimodalen Porengrößenverteilung kann den beiden Aspekten
• optimale Struktur für Knochenzellen,
• Vaskularisierung
optimal Rechnung getragen werden.
Eine zweite Variante sind die schon erwähnten stereolithographischen Methoden, bei dem lichtaushärtende Polymere eingesetzt werden, die Schicht für Schicht durch Belichtung mit UV-Licht verfestigt und stabilisiert werden.
Als dritte Variante kann die direkte Herstellung über einen kommerziellen 3D-Druck von keramischen Pulvern (Hersteller z.B. Z-Corp) zur Herstellung der trabekulären Strukturen eingesetzt werden. Dabei wird das 3D-Bauteil aus für den Druckvorgang optimierten keramischen Pulvern (Korngröße und -Verteilung, Binderanteil) über einen schichtweisen Aufbau im Inkjet-Printverfahren unter Verwendung einer
Binderflüssigkeit hergestellt. Pulverbereiche, die nicht mit der Flüssigkeit bedruckt werden, können nach Verfestigung des Bauteils in der Baukammer durch Ausblasen oder manuelle Bearbeitung entfernt werden. Die Dimensionierung des Bauteils muss so geartet sein, dass eine Entfernung des restlichen Pulvers möglich ist.
Insbesondere muss eine offene Porosität vorliegen. Die druckbare Schichtdicke in z- Richtung ist abhängig von der Korngrößenverteilung des Pulvers und der Auflösung des Geräts. Üblicherweise liegt die Schichtdicke zwischen 125 und 150 μιτι. Die xy- Auflösung entspricht der Auflösung der Schichtdicke, da sie ebenfalls von der Korngrößenverteilung abhängig ist. Als vierte Variante kann der Keramikdirektdruck mittels einer Standard-Inkjet- Technologie eingesetzt werden. Hierbei wird ein optimierter keramischer Schlicker (mittlere Korngröße < 100 nm) schichtweise direkt auf ein Substrat gedruckt.
Vorteil hierbei ist, dass der direkte Aufbau von keramischen Strukturen möglich ist. In diesem Fall werden die keramischen Ausgangspulver mit lichtaushärtenden
Polymeren versetzt, was den Aufbau bzw. eine stereolithographische Formgebung ermöglicht. Die lichtausgehärteten Polymere werden anschließend ausgebrannt.
Ein großer Vorteil des ersten Ansatzes (beispielsweise FDM) ist, dass damit ein Cage mit trabekulärer Struktur in einem Arbeitsgang herstellbar ist und kein zusätzlicher Aufwand zur stoff- oder formschlüssigen Verbindung mit der dichten Mantelstruktur des Cages betrieben werden muss.
Alle diese Verfahren eignen sich nicht nur für Cages, sondern auch zur Herstellung von Teilgelenksendoprothesen (z.B. partial resurfacing) oder generell zur Herstellung von Knochenersatzmaterial.

Claims

Patentansprüche
1 . Verfahren zur Herstellung eines porösen keramischen Knochenersatz- Materials, dadurch gekennzeichnet, dass ein generatives Fertigungsverfahren zum Einsatz kommt.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass das generative Verfahren ausgewählt ist aus der Gruppe 3D-Pulverbett-Druck, Keramischer Inkjet-Druck, Fused Deposition Modeling und CAD-basierte
Stereolithographie.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass eine
Negativform des porösen Knochenersatz-Materials mit dem generativen Verfahren hergestellt wird.
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Negativform mit einer keramischen Masse infiltriert wird, insbesondere mittels
Schlickergießens oder keramischem Spritzgießens, die Negativform entfernt und die keramische Masse gesintert wird.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Negativform durch Ausschmelzen, Lösen oder thermisches Zersetzen entfernt wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass die keramische Masse Porenbildner enthält.
7. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das
Knochenersatz-Material mit dem generativen Verfahren direkt hergestellt wird.
8. Verfahren zur Herstellung eines Implantats, umfassend ein poröses,
keramisches Knochenersatz-Material, hergestellt nach einem der
vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das poröse Knochenersatz-Material mit einem monolithischen, lasttragenden Material zu einem Implantat kombiniert wird.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass das
monolithische, lasttragende Material aus Keramik besteht.
10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass Knochenersatz- Material und das monolithische, lasttragende Material mit einem keramischen Spritzgussverfahren in einem Arbeitsablauf gemeinsam geformt werden.
1 1 . Verfahren nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass das keramische Knochenersatz-Material und das monolithische, lasttragende Material stoffschlüssig durch gemeinsames Sintern miteinander verbunden werden.
12. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass das
Knochenersatz-Material und das monolithische lasttragende Material unabhängig voneinander gefertigt werden und anschließend formschlüssig miteinander verbunden werden.
13. Verwendung eines Implantats, hergestellt nach einem Verfahren gemäß
Anspruch 8 bis 12, als Wirbelsäulen-Implantat, Cage oder
Teilgelen ksendoprothese.
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