Diese Erfindung betrifft insbesondere einen biologisch abbaubaren Zement, der nach Aushärtung in seiner Hauptphase aus Magnesium-Ammoniumphosphaten und Nanoapatiten besteht und dabei gleichzeitig eine hohe Festigkeit aufweist.

Das Material kann als Knochenersatz, zur Knochenaugmentation und zur Knochen- regeneration eingesetzt werden.

Es kann als Trägermaterial für pharmazeutische oder biologische Wirkstoffe dienen Die wichtigsten Mineralbestandteile im menschlichen Knochen und Zahnhartgewebe sind Calcium und Phosphat. Aber auch beachtliche Mengen von Natrium, Magne- sium und Carbonat sind vorhanden.

Aus Präzipitationsstudien von synthetischen Systemen weiß man, daß Natriumionen und Carbonationen sehr leicht in Calcium-phosphat-prazipitate inkorporiert werden können mit dem Ergebnis einer apatitähnlichen Molekülstruktur.

Allerdings hat Magnesium eine starke Neigung zur Fällung in einer anderen, nicht apatitähnlichen Struktur.

Physiologisch als Knochen und Dentin präzipitiertes Calciumphosphat ist nano- kristallin. Im Röntgendiffraktogramm ist wegen der Linienverbreiterungen nicht er- kennbar, ob es sich dabei um Apatit oder um andere Strukturen handelt.

Einige Wissenschaftler sind der Meinung, daß in Knochen und Dentin so viel Magnesium vorkommt, daß dies nicht alles in der Apatitstruktur aufgenommen wer- den kann. Deshalb vermutet man hier eine Mischform des Minerals aus Nanoapatit und Nanodolomit bzw. Nanostruvit.

Calciumphosphate sind nicht nur biokompatibel sondern werden von der lebenden Zelle als körperzugehörig erkannt. Deshalb gibt es viele Biomaterialien und Medizin- produkte die teilweise aus Calciumphosphat bestehen.

Seit ca. 1970 gibt es Calciumphosphat-Keramiken auf dem Markt, teils in Form von vorgefertigten Blocks oder als Granulate.

Implantationen von diesen Materialien in Knochenstrukturen sind überwiegend er- folgreich.

Der größte Nachteil dieser Systeme ist, daß die Blocks vorgefertigt sein müssen und die Granulate-von der Implantationsseite wegdriften (Ausschwemmen). Dies führt oft zum Scheitern solcher Implantationen.

Calciumphosphat-Keramiken sind höchst erfolgreich wenn sie aus Hydroxyl-apatit (HA) oder aus beta-tertiären Calciumphosphat (ß-TCP, eine whitloctit artige Struktur) bestehen oder wenn die Calciumphosphat-Keramiken aus beiden, HA und B-TCP in variablen Verhältnissen bestehen.

Aus Knochenimplantationen ist HA praktisch nicht resorbierbar wohingegen ß-TCP langsam resorbiert und durch neuen Knochen ersetzt wird.

Es ist daher möglich, durch Verändern des p-TCP/HA-Verhältnisses den Grad der Resorption der Calciumphosphat-Keramik zu beeinflussen.

Es ist ebenso möglich, andere resorbierbare Stoffe beizumischen wie : monetit CaHP04, brushit CaHP04-2H20, calcit CaCO3 und dolomit CaMg (C03) 2.

Seit 1985 versucht man Calciumphosphat-Zemente zu entwickeln um die Nachteile von vorgefertigten oder granulatförmigen Calciumphosphat-Keramiken zu umgehen (W. E. Brown and L. C. Chow,"A new calcium phosphate, water-setting cement", Cem. Res. Prog. 1986 352-379 (1987)).

Darunter ist ein noch nicht im Handel befindlicher brushit-Zement mit einem Ca/P Molverhältnis der gefällten Phase von 1,00. Diese Phase ist nicht nanokristallin son- dern mikrokristallin.

Alle anderen bisher entwickelten Calciumphosphat-Zemente besitzen eine nano- kristalline Fällungsstruktur und ein Ca/P Molverhältnis von >= 1,5 das durch Zusatz von Carbonat noch vergrößert werden kann. Diese Materialien sind unter U. S.

5,605,713 ; EP 0 835 668 A1 ; WO 96/14265 ; bekannt, und manche dieser Materia- lien sind bereits auf dem Markt.

Bezüglich der Resorbierbarkeit dieser Materialien nach Implantationen in Knochen und weichem Gewebe gibt es widersprüchliche Berichte.

In jedem Fall unterscheidet man Calciumphosphat-Zemente aufbauend auf Hy- droxylapatit (HA) die nicht resorbierbar sind (HA Keramiken s. o.) und Calciumphos- phat-Zemente aufbauend auf defiziente Calciumhydroxylapatiten (CDHA, Calcium deficient Hydroxyapatite) die gut osteotransductiv sind.

Das bedeutet für die Letztgenannten, daß sie von Osteoklasten resorbiert und von Osteoplasten durch neues Knochengewebe ersetzt werden können.

Die Resorption dieser Zemente hängt entscheidend von den lokalen Knochenum- baumechanismen ab.

Heutzutage wird von den meisten Chirurgen ein Calciumphosphat-Zement ge- wünscht, bei dem zunächst eine mechanisch unterstützende Wirkweise zum tragen kommt, aber die letztendliche Resorption unabhängig von den lokalen Umbaume- chanismen des Knochens abhängt, d. h. daß das Material vollständig abgebaut wird.

Außerdem ist in der Orthopädie bekannt daß vitaler Knochen nur dort verbleibt wo er aus biomechanischer Sicht benötigt wird. Dies ist als sogenanntes Wolff sches Ge- setz bekannt. Hat demzufolge ein in einen Kochendefekt eingebrachter Calzium- phosphatzement eine höhere Druckfestigkeit als der ihn umgebende Knochen und bleibt diese hohe Druckfestigkeit unverändert erhalten, so führt dies zum Abbau von um das Implantat (hier Calzoumphosphatzement) liegende Knochengewebe. Um diese Forderung wenn auch nur teilweise zu erfüllen, haben manche Hersteller Substanzen in ihre nanoapatit ähnlichen, CDHA-Zemente beigemischt die von den Körperflüssigkeiten aufgrund der Konzentrationsgradienten passiv resorbiert werden wie z. B. Monetit (CaHP04) oder Calcit (CaCO3) wie aus EP 0 543 765 bekannt.

Dies löst das Problem aber nur teilweise. Es wird weiterhin ein Zement benötigt, der vollständig passiv resorbierbar ist und bei dem die Resorptionsfront und die Ablage- rungsfront in direktem Kontakt liegen.

Gips beispielsweise erfüllt diese Forderung nicht. Gips ist so schnell resorbiert, daß immer eine Lücke zwischen der Resorptionsfront und der Ablagerungsfront klafft und diese Materialien aufgrund ihrer niedrigen Druckstabilität keine ausreichende unter- stützende Funktion besitzen. Solche Materialien sind beispielsweise unter U. S.

5,281,265 offenbart.

Es ist aus diesen Gründen wünschenswert ein Knochenersatzmaterial zur Verfü- gung zu stellen, welches zunächst mit hoher Druckstabilität die verlorengegangene Stützfunktion des Knochens übernimmt, dann aber sukzessive an Druckstabilität abnimmt wodurch die körpereigenen Knochenumbauvorgänge (Remodelling) ange- regt werden und somit eine schnellere Osteoneogenese und damit auch aktive Re- sorption des Knochenersatzmaterials eingeleitet wird. Dies kann auch dadurch er- reicht werden, indem z. B. in eine aushärtende Zementpaste eine leicht lösliche Sub- stanz eingearbeitet wird. Weil Knochen gut in makroporöse Strukturen einwächst ist es vorteilhaft, granuläre oder pelletförmige, solubilisierende Substanzen bestehend aus z. B. Zuckern, Salzen (z. B. NaCI) oder Gips (CaS04) in die Zementpaste einzumischen. Diese werden dann sehr schnell im Körper aus dem gehärteten Ze- mentgerüst herausgelöst und übrig bleibt eine poröse schwammartige Struktur. Denkbar ist auch eine Herstellung der porösen (fertigen) Zemente außerhalb des Körpers.

Um einen Zement für dentale Anwendungen, wie z. B. Füllung und Verschluß von Dentinkanälchen, Füllung von Zahnhöhlen nach Vitalextirpation, Benutzung eines solchen Zementes als Unterfüllungswerkstoff in der Endodontologie, benutzen zu können, darf ein solches Material nicht schrumpfen um einen Durchtritt von Bakte- rien zu verhindern. Wünschenswert wäre sogar ein Material mit geringgradig expan- dierbaren Eigenschaften.

Es ist Aufgabe der Erfindung eine Zementzubereitung zur Verfügung zu stellen, mit der die Nachteile des Standes der Technik vermieden werden.

Die Aufgabe wird gelöst durch eine Zement-Zubereitung nach den Ansprüchen 1, 13,14,16 und 18, durch ein Verfahren zu deren Herstellung nach Anspruch 25 bzw. 20 und durch die Verwendung nach den Ansprüchen 29 bis 31. Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.

Die Probleme beim Stand der Technik werden durch vorliegende Erfindung bevor- zugt dahingehend gelöst, indem durch Variation in der Zumischung von Strontium- salzen die Expansionsfähigkeit der aushärtenden Zementpaste eingestellt werden kann. In Versuchen, wie in den Beispielen dargelegt, zeigt sich nämlich, daß die Ex- pansionsfähigkeit der Zementmischung, deren Hauptphase im ausgehärteten Zu- stand das Magnesiumammoniumphosphat darstellt, mit zunehmendem Gewichts- anteil von Strontiumsalzen an der Gesamtpulvermischung abnimmt. Demzufolge kann mit dieser Erfindung ein Werkstoff für die Endodontologie zur Verfügung ge- stellt werden der neben ausreichender mechanisch belastbaren Stabilität auch eine expandierbare Eigenschaft aufweist. -Gegenstand dieser Erfindung ist es, ein Material für den Knochenersatz, für die Knochenaugmentation und die Knochenregeneration zur Verfügung zu stellen wel- ches in einer begrenzten Zeit resorbiert werden kann und dessen Druckstabilität den Regenerationserfordernissen des Körpers angepaßt abnehmen kann -Ebenso ist es Gegenstand dieser Erfindung ein Material zur Verfügung zu stellen, daß bei normalen Temperaturbedingungen, vorzugsweise Körpertemperatur, erstellt, vorbereitet und modelliert werden kann, in anderen Worten ein Zement.

Charakteristisch für das zur Verfügung gestellte Material ist, dass es zusätzlich durch die Stärke des Sinterungsgrades des eingebrachten Mg3 (PO4) 2 in seiner Verarbeitungszeit, insbesondere bei Raumtemperatur, eingestellt werden kann, wobei durch den Sinterungsgrad und die daraus resultierende Dichte des verwendeten Mg3 (PO4) 2 die Lösungsgeschwindigkeit an der Oberfläche dieser Partikel kontrolliert wird, sodaß die zur Erstarrung notwendige Präzipitation der ausfallenden Ca/Mg/Phosphat-Verbindung gesteuert werden kann.

-Weiterhin ist es Gegenstand dieser Erfindung einen Phosphatzement mit partieller Löslichkeit zur Verfügung zu stellen, vorzugsweise durch die langsame Löslichkeit der Magnesium-ammonium-phosphat Apatitstruktur (Zement).

-Weiterhin ist Gegenstand der vorliegenden Erfindung einen Reaktionsprozess zu beschreiben, der aus einer Anzahl von Einzelkomponentenzur Formung eines Magnesium-ammonium-phosphatzementes führt und welcher in klinisch akzeptabler Zeit bei Raum-und/oder Körpertemperatur aushärtet.

-Weiterhin ist Gegenstand der vorliegenden Erfindung ein Material zur Verfügung zu stellen, welches in klinisch akzeptabler Zeit ausreichend hart und stabil wird und welches eine starke Adhäsionsfähigkeit an mineralisierten Oberflächen aufweist.

-Weiterhin ist Gegenstand der Erfindung sich das nach Art der Erfindung offen- barte Material durch eine starke Adhäsionsfähigkeit an metallischen Oberflächen auszeichnet.

-Weiterhin ist Gegenstand der vorliegenden Erfindung einen resorbierbaren Ze- ment zur Verfügung zu stellen der im Stadium einer gemischten Paste injizierbar ist.

-Ein Aspekt dieser Erfindung ist, dass das Endprodukt aus einer Pulvermischung besteht mit einem molaren Ca/P Verhältnis im Bereich von 1,00 bis 1,50. (P steht für Orthophosphat).

Außerdem ist es essentiell, dass das molare Mg/P Verhältnis dieser Pulvermi- schung den Bereich von 0 bis 1,00 umfasst.

-Um eine Zementpaste zu mischen und zu formen, die innerhalb einer akzeptablen Zeit härtet, müssen diese Pulvermischungen ausreichend reaktiv sein. Um dies zu erreichen ist ein weiterer Aspekt dieser Erfindung die Pulvermischungen mit geeig- neten Mengen leicht basischer (7<pH<12), wässriger Lösungen aus löslichen ioni- schen Bestandteilen zu mischen wie beispielsweise : Na3PO4, K2CO3, und/oder Na2CO3 in Kombination mit (NH4) 2HP04.

-Ein weiteres Merkmal dieser Erfindung ist, dass der aushärtenden Zementpaste granuläre aber dabei in der Körperflüssigkeit leicht lösliche, granuläre Feststoffe zugemischt werden, so dass nach deren Herauslösung ein mikro-bis makroporöses Porensystem entsteht.

-Ein anderer Aspekt dieser Erfindung ist, dass diese Zemente ihre maximale Festigkeit innerhalb weniger Stunden erreichen.

-Ein weiteres Merkmal dieser Erfindung liegt in der Expansionsfähigkeit des Ze- mentes während des Abbindens. Die Expansivität wird durch den relativen Anteil eines zugemischten Strontiumsalzes bestimmt bzw. eingestellt.

-Ein weiteres Merkmal dieser Erfindung ist, dass der ausgehärtete Zement aus mikrokristallinem Magnesium-ammonium-phosphat besteht.

-Ein weiteres Merkmal dieser Erfindung ist, dass die initiale Aushärtezeit des Ze- mentes auf 1 bis 40 Minuten und die finale Aushärtezeit auf 2,5 bis 60 Minuten ein- gestellt werden kann. (nach ASTM C266-89) -Ein weiteres Merkmal dieser Erfindung ist, dass der Zement eine maximale Kom- pressionsfestigkeit von über 50 MPa erreichen kann -Ein weiteres Merkmal dieser Erfindung ist, dass die Zementpaste vor Erreichen der initialen Aushärtezeit injizierbar ist.

-Ein weiteres Merkmal dieser Erfindung ist, dass die Zementpaste als Trägermate- rial für andere Stoffe die nicht Ca, Mg und/oder Phosphat sind, dienen kann. Z. B.

ZnO, pharmazeutische Wirkstoffe (Antibiotika, Zytostatika, Wachstumsfaktoren) oder andere bioaktive Substanzen.

Weitere Merkmale und Zweckmäßigkeiten der Erfindung ergeben sich aus der Be- schreibung von Ausführungsbeispielen.

Beispiele : In den Beispielen werden folgende Symbole benutzt : P = Pulvermischung L = Flüssigkeit L/P = Flüssigkeit/Pulver Verhältnis in ml/g tI = initiale Aushärtezeit (nach ASTM-Norm C266-89, Gilmoore Nadel) tF = finale (end-) Aushärtezeit (nach ASTM-Norm C266-89 Gilmoore Nadel) D (x h) = Kompressionsfestigkeit in Mpa nach x-Stunden Lagerung in 0,9% iger NaCl Lösung bei 37°C Herstellung : Nach Einwiegen aller Bestandteile wird die Pulvermischung in einer Kugelmühle für ca. 20 Minuten homogenisiert.

Beispiel 1 : P = 60g a-Ca3 (PO4) 2 + 6g MgHPO4 # 3H2O + 5g MgSO4 # 7H2O L = 2 M (NH4) 2HP04 L/P = 0, 40 t, = 9 TF = 21 D (18) 18,4 1, 5 D (72) 26,1 4, 0 Beispiel 2 : P = 60g a-Ca3 (PO4) 2 + 14g MgHPO4 # 3H2O + 2g Mg (OH) 2 L = 3,5 M (NH4) 2HPO4 L/P = 0, 35 ti = 3 Tu= 7 D (18) 32,5 ~ 3, 5 D (72) 46,9 5,4 Beispiel 3 : P = 60g a-Ca3 (PO4) 2 + 16g MgHPO4 # 3H2O + 3g Na3 (PO4) 3 # 12H2O L = 3,5 M (NH4) 2HPO4 L/P = 0, 35 t, = 6 TF = 14 D (18) 44,7 ~ 3, 4 D (72) 51,7 ~ 5, 0 Beispiel 4 : P = 60g α-Ca3(PO4) 2 + 14g MgHPO4 # 3H2O + 2g ZnO L = 3,5 M (NH4) 2HP04 L/P = 0,35 tI = 6 TF = 23 D (16) 35,1 ~ 5, 3 D (72) 42,9 ~ 0, 8 Beispiel 5 : P = 45g CaHPO4#2 H20 + 14g CaC03 + 14g MgHPO4#3H2O + 6g Mg (OH) 2 L = 2 M (NH4)2HPO4 L/P = 0, 40 t, = 2,5 Tu= 7, 5 D (18) 3,8 ~ 1, 2 Beispiel 6 : P = 45g CaHPO4#2 H2O + 14g CaC03 + 14g MgHPO4#3H2O + 6g ZnO L = 3,5 M (NH4) 2HP04 L/P = 0, 35 t,= 2 TF = 4 D (18) 3,8 ~ 1, 2 Beispiel 7 : P = 60g a-Ca3 (PO4) 2 + 16g MgHPO4#3H2O + 5g ß-Ca3(PO4) 2 L = 3,5 M (NH4) 2HP04 L/P = 0,35 tI = 4 TF = 9 D (2) 59, 3 ~ 1, 0 D (4) 55,6 _ 5,0 D (18) 61,6 ~ 5,0 D (72) 51,5 ~ 6, 6 D (18d 28, 1 ~ 4, 6 Beispiel 8 : P = 60g α-ca3(PO4)2 + 16g MgHPO4 # 3H2O + 5g ß-Ca3(PO4)2 L = 3,5 M (NH4)2HPO4 L/P = 0,35 11, tI = 3,5 TF= D (2,5) 54, 4 3,3 D (18) 65,6 + 5,3 D (4d) 56,6 8,6 D (18d) 36,3 ~ 2,4 D (30d) 30,0 3,0 Beispiel 9 : 60g a-Ca3 (P04) 2 + 16g MgHPO4#3H2O + 5g ß-Ca3 (PO4) 2 + 0,8g SrC03 L = 3,5 M (NH4)2HPO4 L/P = 0, 35 tI = 5,5 TF = 13 D (2,5) 54,3 ~ 4,6 D (5) 61,1 ~ 5, 5 D (18) 70,1 ~ 5, 7 D (4d) 74,3 ~ 9, 3 D (18d) 43,4 ~ 3, 4 D(30d) 34, 0 ~ 4, 0 Beispiel 10 : P = 60g a-Ca3 (PO4) 2 + 8g MgHPO4 # 3H2O + 2g (NH4) 2SO4 + 2g KH2PO4 + 3,5g SrCO3 L = 3,5 M (NH4)2HPO4 L/P = 0,30 tI = TF = D (0,25) 11,2 ~ 0, 8 D (0,5) 17,2 i 1,8 D (2) 31,7 i 1, 3 D (6) 39, 7 ~ 0, 63 D (3d) 56,5 ~ 4, 9 Beispiel 11 : P = 60g α-Ca3(PO4) 2 + 8g MgHPO4 # 3H2O + 4g (NH4) H2PO4 + 1 g SrCO3 L = 3,5 M (NH4) 2HP04 L/P= 0, 37 t, = TF = D (2) 22,6 i 1,0 D (6) 31, 4 ~ 1,1 D (18) 45,8 ~ 1, 8 D (3d) 45,7 2,9 D (35d) 11,5 i 1,2 Beispiel 12 : P = 60g α-Ca3(PO4) 2 + 17,4g MgHPO4#3H2O + 7g (NH4) 2SO4 + 1,7g SrC03 L = 3,5 M (NH4) 2HP04 L/P= 0, 35 tI = TF = D(2) 43,3 ~ 2,9 D(6) 45,4 ~ 4,4 D (18) 45,8 ~ 1, 8 D (3d) 45, 7 ~ 2, 9 D (28d) 19,5 ~ 5, 1 Beispiel 13 : P = 60g αCa3(PO4) 2 + 20g CaHP04 + 8g CaCO3 +1g MgHPO4+ 1,7g SrCO3 L = 3, 5 M (NH4) 2HP04 L/P= 0, 35 tI =2,5 TF=8 D (2) 43,3 ~ 2, 9 D (6) 49,4 ~ 3, 7 D (18) 54,3 ~ 2, 5 D (3d) 53,6 ~ 3, 1 D (28d) 54,5 ~ 1, 9 Beispiel 14 : P = 60g-Ca3 (PO4) 2 + 17,4g MgHPO4#3H2O + 1, 7g SrCO3 L = 3,5 M (NH4) 2HP04 L/P = 0, 35 tI =3, 5 TF=9 Beispiel 15 : P = 65g a-TCP + 34,8g MgHP04x3H20 +13,2g (NH4) 2SO4 L = 5% NaHCO3 L/P = 0, 35 t, =3 TF=10 Beispiel 16 : 60g a-TCP + 16g MgHP04x3H20 +5g ß-TCP + 20g NaCl P = (Durchmesser 150 µm) L = 3,5M (NH4) 2HP04 L/P = 0, 35 t, =5 TF=12 Beispiel 17 : P= 60g a-TCP + 6g Mg3 (PO4) 2 + 10g KH2PO4 + 5g ß-TCP Anmisch ! ösung : 3,2 molare Lsg. (NH4) 2HPO4 L/P = 0, 35 Ti=10, 8 tf= 20 D (2) = 18,5 ~ 1, 0 D (18) = 48,3 ~ 1, 8