DE2940906C2

DE2940906C2 -

Info

Publication number: DE2940906C2
Application number: DE2940906A
Authority: DE
Inventors: Kensuke Tokorozawa Saitama Jp Okuda; Hirosi Chofu Tokio/Tokyo Jp Nagai; Hiroto Kokubunji Tokio/Tokyo Jp Fujimaki; Atsushi Tachikawa Tokio/Tokyo Jp Tomonaga; Hideki Funabashi Chiba Jp Aoki
Original assignee: Kureha Corp
Current assignee: Kureha Corp
Priority date: 1978-10-09
Filing date: 1979-10-09
Publication date: 1987-09-10
Also published as: IT7926330A0; IT1125451B; JPS6330020B2; DE2940906A1; GB2031450A; FR2438466A1; US4451235A; GB2031450B; JPS5550349A; NL7907371A; IT7926326A0; FR2438466B1

Description

Die Erfindung geht aus von für Dentalimplantate geeigneten Materialien nach dem Gegenstand des Anspruchs 1.

Künstlicher Zahnersatz umfaßt künstliche Zahnkronen und Zahnersatzmittel als Prothesen für entsprechend beschädigte Zahnkronen sowie Brücken für Prothesen in Fällen, wo ein oder mehrere Zähne fehlen. Bei der Brückentechnik verwendet man künstliche Zähne, die mit ein oder zwei Brücken an einem normalen Zahn oder Zähnen befestigt sind. Diese Brückentechnik besitzt jedoch insofern einen Nachteil, als der Brückenteil, der auf die Mundschleimhaut aufgesetzt und nur derart befestigt ist, einen unzureichend festen Sitz aufweist und daher beim Kauen einem natürlichen Zahn unterlegen ist. Diese Technik hat insofern auch noch den Nachteil, daß der natürliche Zahn, der als Stütze verwendet wird, verletzt wird. Um diese Nachteile auszuschalten, ist deshalb in jüngster Zeit Implant-Zahnersatz entwickelt worden, bei dem die untere Konstruktion der Prothese in das lebende Gewebe im Kieferknochen implantiert wird, und zwar unter das Periost oder in die Schleimhaut, um eine Stütze, nämlich eine künstliche Zahnwurzel zu bilden, wobei die obere Struktur des Zahnersatzes mit dieser Stütze verbunden wird.

Als Materialien für derartige Zahnwurzeln sind bisher metallische Substanzen wie Kobalt-Chromlegierungen, Titan und Tantal, keramische Stoffe wie poröse Aluminiumoxyd-Keramik sowie glasähnlicher Kohlenstoff und ein Verbundstoff aus Polymethylmethacrylat mit darin eingebrachten Knochenmineralien verwendet worden. Diese Stoffe besitzen jedoch Nachteile hinsichtlich der Toxizität für lebendes Gewebe, ungenügende Knochenaffinität, Störung der Knochenbildung, mangelnde Dauerhaftigkeit sowie mangelnde mechanische Festigkeit und ähnliches; daher können sie unbefriedigende Ergebnisse liefern.

Demgegenüber haben in jüngster Zeit biokeramische Materialien auf der Basis von Apatit zunehmend an Interesse gewonnen, da diese vom Körper absorbiert und durch neue Knochenmasse ersetzt werden können, die gute Affinität zu lebendem Gewebe besitzt. Jedoch haben die Apatitsubstanzen insofern einen Nachteil, als sie geringere mechanische Festigkeit, insbesondere geringere Schlagfestigkeit besitzen. Daher haben sich die Untersuchungen der Verwendung von Apatitsubstanzen als Implantatstoffe auf die Verbesserung der mechanischen Beständigkeit der Apatitsubstanzen gerichtet, wobei die ausgezeichnete Knochenaffinität erhalten blieb. Zum Beispiel ist in der offengelegten japanischen Patentanmeldung 53-75 209 ein Implantatmaterial mit einer Schicht aus flammgespritztem Apatitpulver, das eine Oberfläche auf einem keramischen Kern bildete, beschrieben worden. Die flammgespritzte Schicht dieses Implantatmaterials hat eine rauhe Oberfläche und kann fest auf einen Knochen mittels Verankerungswirkung aufgebracht werden, und zwar infolge des Knochenwachstums an der aufgerauhten Fläche. Aus diesem Grunde wird mit diesem Implantatmaterial eine ausgezeichnete künstliche Zahnwurzel gebildet, die aufgrund der Verstärkung des keramischen Materials eine erhöhte mechanische Widerstandskraft und gute Knochenaffinität aufweist.

Bei der praktischen Verwendung künstlicher Zahnwurzeln sollte jedoch in Betracht gezogen werden, daß es auch notwendig werden kann, künstliche Zahnwurzeln, die eingepflanzt wurden, zu ziehen, wenn irgendwelche Komplikationen auftreten. Daher kann das vorerwähnte Implantat zur praktischen Verwendung als künstliche Zahnwurzel ungeeignet sein, weil es eine zu große Affinität zum Knochen besitzen kann. Bei der Implantations-Technik von Zahnersatz wird eine künstliche Zahnwurzel in den Kieferknochen oder ähnliches eingepflanzt, worauf nach 2 oder 3 Monaten der Zahnersatz mit der implantierten Zahnwurzel verbunden wird. Sollten nach der Implantation der Wurzel Komplikationen auftreten wie: Platzverlagerung oder Beschädigung der eingepflanzten Wurzel, Entzündung des peripheren Gewebes oder ähnliches, ist es erforderlich, die eingepflanzte Wurzel sofort zu extrahieren. In solch einem Fall kann es passieren, daß - wenn die künstliche Zahnwurzel extrem fest auf einen natürlichen Knochen wie den Kieferknochen aufgebracht worden ist - ein Teil des Knochens reseziert werden muß, um die eingepflanzte Wurzel zu entfernen, so daß dem Patienten Schmerz zugefügt oder der natürliche Knochen beschädigt werden muß.

Aus der DE-OS 25 34 504 ist die Verwendung einer speziellen Form von Hydroxylapatit, u. a. auch in Kombination mit üblichen Harzen, als dentale restorative Zusammensetzung (z. B. für Zahnfüllungen) beschrieben. Außerdem ist dieser Druckschrift zu entnehmen, daß Zusammensetzungen aus diesem speziellen Hydroxylapatit und polymerisiertem bzw. polymerisierbarem Bindematerial als Überzug für Metallimplantate verwendet werden können. Ein Hinweis darauf, daß derartige Zusammensetzungen als solche für die Herstellung von künstlichen Zahnwurzeln, insbesondere wieder entfernbaren Zahnwurzeln, Verwendung finden können, findet sich dort jedoch nicht.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Material zur Verfügung zu stellen, das sich zur Verwendung bei der Herstellung von wieder entfernbaren künstlichen Zahnwurzeln eignet, weil es zwar eine ausreichende Affinität zum Kieferknochen aufweist, um eine feste Haftung der Zahnwurzel zu gewährleisten, das sich aber andererseits nicht so stark mit dem Kieferknochen verbindet, daß eine spätere Extraktion der Zahnwurzel ohne Beschädigung des Kieferknochens praktisch unmöglich wird. Auch soll ein Verfahren zur Herstellung einer wieder entfernbaren künstlichen Zahnwurzel bereitgestellt werden.

Diese Aufgabe wird durch die Gegenstände gemäß den Ansprüchen 1 und 3 gelöst. Die Ansprüche 2 und 4 geben jeweils bevorzugte Ausführungsformen wieder.

Es wurde nun gefunden, daß ein Verbundmaterial sehr gute Ergebnisse liefert, das man durch Formpressen einer Mischung aus teilchen- oder pulverförmigem Hydroxylapatit mit einem speziellen Teilchendurchmesser und einem organischen Grundgefüge erhält, wobei ein bestimmtes Oberflächenverhältnis der Hydroxylapatitphase zu der organischen Grundsubstanzphase eingehalten wird. Wenn dieses Verbundmaterial in Kontakt mit dem Knochen gebracht wird, zeigt es nicht nur hervorragende mechanische Eigenschaften, sondern auch eine zweckmäßige Fähigkeit der Koaptation mit dem natürlichen Knochen.

Die Bezeichnung "zweckmäßige Fähigkeit der Koaptation mit einem natürlichen Knochen" wie sie hier verwendet wird, bedeutet, daß die implantierte künstliche Zahnwurzel mit einer derart zweckmäßigen Koaptationskraft aufgebracht wird, die ausreicht, um das Herausfallen der eingepflanzten Wurzel aus dem lebenden Gewebe unter normalen Umständen zu verhindern und die praktische Beanspruchung des endgültigen Zahnersatzes nach der Verbindung der oberen Struktur mit der implantierten Wurzel auszuhalten. Die Extraktion der implantierten Wurzel ohne Beschädigung des natürlichen Knochens bleibt jedoch möglich, wenn Komplikationen auftreten sollten.

Der verwendete Hydroxylapatit kann mit Hilfe bekannter Verfahren hergestellt werden. Zum Beispiel kann ein synthetischer Hydroxylapatit wie in "Ceramics, 10, 7, 461 (1975) beschrieben worden ist, mit einem trockenen Verfahren hergestellt werden, bei dem Ca₃(PO₄)₂ mit CaCO₃ im Überschuß in einem dampfhaltigen Luftstrom bei einer Temperatur von 900-1300°C umgesetzt wird. Es kann auch ein nasses Verfahren angewendet werden, bei dem eine wäßrige Lösung von Ca(NO₃)₂ mit einer wäßrigen Lösung von (NH₄)H₂PO₄ unter NH₄OH-alkalischen Bedingungen umgesetzt wird. Es kann auch gesinterter Hydroxylapatit eingesetzt werden, den man durch Sintern des oben beschriebenen, synthetischen Hydroxylapatits erhält, sowie auch gesinterter Hydroxylapatit, den man durch Formpressen von synthetischem Hydroxylapatit, der nach einem bekannten Verfahren hergestellt wurde, erhält, mit nachfolgendem Sintern des geformten Produktes bei 600-1500°C.

Hydroxylapatit kann auch aus natürlichen Knochen gewonnen werden, z. B. durch Calcinieren von Rinderknochen bei etwa 800°C, um die darin enthaltenen organischen Substanzen zu entfernen. Im Falle der Verwendung eines solchen Hydroxylapatits können jedoch hinsichtlich der Beschaffung des Ausgangsmaterials Probleme entstehen. So kann die Einheitlichkeit der Qualität, die Verträglichkeit mit dem lebenden Körper oder die Geschwindigkeit der Knochenbildung aufgrund der Anwesenheit noch vorhandener Verunreinigungen zu wünschen übrig lassen.

Das organische Grundgefüge sollte in einem lebenden Körper nicht zersetzt werden und das lebende Gewebe nicht schädlich beeinflussen. Das organische Grundgefüge besteht aus einem oder mehreren Polymeren, nämlich Bisphenol-A-glycidylmethacrylat- Polykondensaten, Polymethylmethacrylat, Poly-(2- hydroxyäthyl)-methacrylat, Polyäthylen, Polysulfon, Polyamid, Polyester, Polytetrafluoräthylen, Polyvinylidenfluorid und Polycarbonaten sowie Mischpolymeren von zwei oder mehr Monomeren der genannten Polymeren.

Die künstliche Zahnwurzel kann durch Mischen eines feinteiligen oder pulverförmigen Hydroxylapatits mit einem organischen Grundmaterial hergestellt werden, wobei die Mischung nachfolgend in bekannter Weise formgepreßt wird. Der Hydroxylapatit besitzt einen Teilchendurchmesser von nicht mehr als 1000 µm, insbesondere 100-0,01 µm. Es ist wichtig, daß die Hydroxylapatitphase als diskontinuierliche Phase im Oberflächenbereich der so hergestellten künstlichen Zahnwurzel verbleibt, um in Kontakt mit einem Knochen gebracht zu werden. Das Flächenverhältnis von Hydroxylapatitphase zur Phase der organischen Matrix in dem mit dem Knochen in Kontakt zu bringenden Oberflächenbereich beträgt 5 : 95 bis 70 : 30, insbesondere 10 : 90 bis 60 : 40. Wenn die Hydroxylapatitphase eine kontinuierliche Phase ist oder mehr als etwa 70% des Oberflächenbereichs einnimmt, kann die Koaptation der so hergestellten Zahnwurzel mit dem natürlichen Knochen zu stark werden, so daß der natürliche Knochen bei etwaiger Extraktion der implantierten Zahnwurzel beschädigt wird. Wenn andererseits die Hydroxylapatitphase weniger als etwa 5% des Oberflächenbereichs einnimmt, kann die eingepflanzte Zahnwurzel aus dem lebenden Gewebe unter normalen Umständen ausfallen. Vom Gesichtspunkt der Beständigkeit und der Koaptation mit dem lebenden Gewebe kann es vorteilhaft sein, wenn das Flächenverhältnis der Hydroxylapatitphase zur Phase der organischen Matrix im Bereich von 10 : 90 bis 60 : 40 liegt.

Aus vorgehender Beschreibung geht hervor, daß das besondere Merkmal der vorliegenden Erfindung darin besteht, daß die hervorragende Fähigkeit der Koaptation des Hydroxylapatits mit dem Knochen bei Verwendung des Hydroxylapatits als Material für eine künstliche Zahnwurzel vorteilhaft geregelt werden kann. Daher kann das oben beschriebene Verbundmaterial weniger zur Verwendung als Zahnzement wie z. B. als Dichtungs- oder Füllmittel für ein Bohrloch oder einen Riß im Zahn geeignet sein; jedoch bringt es außerordentlich gute Ergebnisse bei der praktischen Verwendung als wieder entfernbare künstliche Zahnwurzel.

Die vorliegende Erfindung wird durch die folgenden Beispiele näher beschrieben.

Beispiel 1

Eine Mischung (pH 11-12) von 158,5 g (1,2 Mol) Diammoniumhydrogenphosphat, 3780 ml destilliertem Wasser und 1420 ml konzentriertem Ammoniak wurde tropfenweise zu einer gerührten Mischung von 328 g (2 Mol) Calciumnitrat, 1320 ml destill. Wasser und 1180 ml konzentriertem Ammoniak über einen Zeitraum von 30 Minuten zugegeben. Die so erhaltene Suspension wurde zentrifugiert, um einen Sedimentkuchen zu erhalten. Dieser Kuchen wurde 24 Stunden bei 100°C getrocknet. Danach wurde ein Teil des getrockneten Kuchens 3 Stunden lang in einem elektrischen Ofen auf 500°C erhitzt, um Hydroxylapatitpulver zu erhalten. Der Rest wurde bei 1250°C 60 Minuten gesintert, um ein weißes, gesintertes Hydroxylapatitpulver zu erhalten.

Die Elementaranalyse des nicht gesinterten sowie des gesinterten Hydroxylapatits zeigte, daß ein Verhältnis von Ca/P von 1,66 vorlag; die Röntgendiffraktion zeigte, daß diese von hoher Reinheit waren.

Die so erhaltenen Hydroxylapatite wurden gemahlen und als Ausgangsmaterial für folgendes Beispiel verwendet.

Beispiel 2

Ein gesintertes Hydroxylapatitpulver mit einem Teilchendurchmesser von 10-70 µm wurde mit einer Bisphenol-A-glycidyl- methacrylat/Methylmethacrylat-Mischung (Gewichts-Verhältnis 6/4) und einem Volumenverhältnis von 1 : 1 (errechnet nach spezifischem Gewicht) vermischt. Nach Zugabe von 0,05 Gew.-% Benzoylperoxid als Polymerisationsinitiator wurde die Mischung mit einem Rührer einheitlich vermischt. Danach wurde die Mischung in ein Glasrohr mit einem Innendurchmesser von 5 mm gegeben und nach dem Entschäumen 2 Stunden lang einer Polymerisationsreaktion bei einer Temperatur von 80°C unterworfen. Auf diese Weise erhielt man die Hydroxylapatitzusammensetzung der Probe 1.

Beispiel 3

Das Verfahren nach Beispiel 2 wurde wiederholt mit der Ausnahme, daß ein gesinterter Hydroxylapatit mit einem Teilchendurchmesser von 100-500 µm verwendet wurde und anstelle von Methylmethacrylat 2-Hydroxyäthylmethacrylat verwendet wurde. So wurde die Hydroxylapatit-Zusammensetzung der Probe 2 hergestellt.

Beispiel 4

Das Verfahren nach Beispiel 2 wurde wiederholt, wobei jedoch ein gesinterter Hydroxylapatit und Bisphenol-A-glycidylmethacrylat/ Methylmethacrylat (Gewichtsverhältnis 6/4) in einem Volumenverhältnis von 3 : 7 verwendet wurde. Man erhielt die Hydroxylapatit-Zusammensetzung der Probe 3.

Beispiel 5

Ein gesintertes Hydroxylapatitpulver mit einem durchschnittlichen Teilchendurchmesser von 20 µm und feinteiliges Polyäthylen von hoher Dichte wurden in einem Volumenverhältnis von 1 : 6 mit einem Henschel-Mischer einheitlich vermischt und die Mischung wurde formgepreßt, um eine Hydroxylapatit- Zusammensetzung der Probe 4 zu erhalten.

Beispiel 6

Ein gesintertes Hydroxylapatitpulver mit einem Teilchendurchmesser von 30-70 µm und Methylmethacrylat wurden in einem Volumenverhältnis von 1 : 1 vermischt. Danach wurden 0,05 Gew.-% Benzoylperoxid als Polymerisationsinitiator zugegeben und die Mischung gleichmäßig vermischt. Die Mischung wurde entschäumt, in ein Glasrohr mit einem Innendurchmesser von 5 mm gegeben und 2 Stunden bei 80°C erhitzt, um eine Hydroxylapatit-Zusammensetzung der Probe 5 zu erhalten.

Beispiel 7

Ein gesintertes Hydroxylapatitpulver mit einem Teilchendurchmesser von 30-70 µm wurde mit feinteiligem Polysulfon bzw. feinteiligem Polytetrafluoräthylen in einem Volumenverhältnis von 1 : 3 gleichmäßig vermischt und diese Mischung wurde formgepreßt. So erhielt man die Hydroxylapatit- Zusammensetzung der Proben 6 bzw. 7.

Beispiel 8

Ein nicht-gesintertes Hydroxylapatitpulver mit einem durchschnittlichen Teilchendurchmesser von 50 µm wurde mit feinteiligem 6,6-Nylonmaterial in einem Volumenverhältnis von 1 : 3 gleichmäßig vermischt und die Mischung wurde formgepreßt, um eine Hydroxylapatit-Zusammensetzung der Probe 8 zu erhalten.

Beispiel 9 (Vergleich)

Das Verfahren nach Beispiel 2 wurde wiederholt, mit der Ausnahme, daß ein gesintertes Hydroxylapatitpulver und Bisphenol- A-glycidylmethacrylat/Methylmethacrylat (Gewichtsverhältnis 6/4) in einem Volumenverhältnis von 3 : 97 vermischt wurde. Man erhielt die Hydroxylapatit-Zusammensetzung der Probe 9.

Beispiel 10 (Vergleich)

Das Verfahren nach Beispiel 2 wurde wiederholt, mit der Ausnahme, daß ein gesintertes Hydroxylapatitpulver und Bisphenol- A-glycidylmethacrylat/Methylmethacrylat (Gewichtsverhältnis 6/4) in einem Volumenverhältnis von 3 : 1 vermischt wurde. Man erhielt die Hydroxylapatit-Zusammensetzung der Probe 10.

Beispiel 11 (Vergleich)

Eine Hydroxylapatit-Zusammensetzung (Probe 11) wurde in gleicher Weise wie nach Beispiel 2 hergestellt, mit der Ausnahme, daß ein Glasrohr mit einem Innendurchmesser von 4 mm verwendet wurde.

Beispiel 12 (Vergleich)

Ein gesinterter Hydroxylapatit mit einer Porosität von 65% wurde mit einer Mischung von Bisphenol-A-glycidylmethacrylat/ Methylmethacrylat (Gewichtsverhältnis 6/4) unter vermindertem Druck imprägniert, wobei die Mischung 0,05 Gew.-% Benzoylperoxid enthielt. Der imprägnierte Hydroxylapatit wurde 2 Stunden auf 80°C erhitzt, um eine Hydroxylapatit-Zusammensetzung der Probe 12 zu erhalten.

Die Zusammensetzungen, die man nach Beispielen 2-10 und Beispiel 12 erhielt, wurden jeweils auf einen Durchmesser von 4 mm und eine Länge von 10 mm gebracht, während die Zusammensetzung nach Beispiel 11 auf eine Länge von 10 mm gebracht wurde. Diese Proben wurden chirurgisch in den Oberschenkelknochen eines erwachsenen Hundes implantiert. Nach 6 Monaten wurde der Oberschenkelknochen, der alle Proben enthielt, entfernt und jedes Knochenstück einem Test unterzogen, indem die Koaptation mit dem Knochen bewertet wurde. Die Flächenverhältnisse von Hydroxylapatitphase zur Phase der organischen Matrix in den jeweiligen Proben wurde vor der Implantation bestimmt und in nachfolgender Tabelle I festgehalten, in der auch die Ergebnisse der oben erwähnten Koaptationsversuche und die Ergebnisse eines Schlagfestigkeitsversuchs aufgezeigt werden.

Die Flächenverhältnisse wurden durch Mikrophotographie der Oberflächen der jeweiligen Proben bestimmt. Die Koaptationstests wurden durchgeführt, indem jedes Stück des Oberschenkelknochens auf eine Platte eines "Instron"-Testers gelegt wurde, wobei man langsam mit einer Geschwindigkeit von 1 cm/Minute in axialer Richtung der implantierten Probe belastete.

Tabelle 1

Aus den vorstehenden Ergebnissen geht klar hervor, daß die künstliche Zahnwurzel eine zweckmäßige Affinität zum Knochen und hohe mechanische Festigkeit aufweist.

Beispiel 13

Probe 1 und Probe 9 wurden jeweils in 2 Stäbe mit einem Durchmesser von 3,5 mm und einer Länge von 10 mm geschnitten. Die Stäbe wurden in Bohrlöcher implantiert, die in den Kieferknochen eines erwachsenen Hundes unmittelbar nach der Extraktion von Zähnen gebohrt worden waren. Die Stäbe aus der Probe 9 wurden beide in normalen Zustand nach einem Monat abgestoßen, während die Stäbe aus Probe 1 sogar nach 6 Monaten noch hielten. Einer der Stäbe aus Probe 1 konnte leicht mit der üblichen Zahnextraktionstechnik entfernt werden, ohne den Kieferknochen zu beschädigen. Der Kieferknochen, der den anderen Stab aus Probe 1 enthielt, wurde nach einem Jahr herausgeschnitten und Untersuchungen mit einem Lichtmikroskop und Röntgenphotographie unterzogen. Es zeigte sich, daß der implantierte Teil geheilt war und sich ein neuer Knochen in dem Zwischenraum zwischen dem eingepflanzten Stab und dem Kieferknochen gebildet hatte. Probleme wie Entzündung, Fremdkörperreaktion und dergleichen wurden nicht beobachtet.

Claims

1. Verwendung von für Dentalimplantate geeigneten Materialien aus feinteiligem, synthetischem Hydroxylapatit, der gebrannt und/oder gesintert sein kann, oder Mischungen solcher Hydroxylapatitmaterialien mit einer Teilchengröße von nicht mehr als 1000 µm, die als gleichmäßige Dispersion in einer organischen Matrix aus Bisphenol-A-Glycidyl-methacrylat-Polykondensat, Polymethylmethacrylat, Poly-(2-hydroxyäthyl)-methacrylat, Polyäthylen, Polysulfon, Polyamid, Polyester, Polytetrafluoräthylen, Polyvinylidenfluorid, Polycarbonat und/oder Mischpolymeren von zwei oder mehr Monomeren der genannten Polymeren vorliegen, zur Herstellung von wieder entfernbaren, künstlichen Zahnwurzeln, wobei zur Steuerung der Affinität zwischen Zahnwurzel und Kieferknochen das Flächenverhältnis von Hydroxylapatitphase zur Phase der organischen Matrix an den Oberflächen, die mit dem Kieferknochen in Berührung kommen, zu 5 : 95 bis 70 : 30 gewählt wird.

2. Verwendung nach Anspruch 1, wobei das Flächenverhältnis von Hydroxylapatitphase zur Phase der organischen Matrix an den Zahnwurzeloberflächen, die mit dem Kieferknochen in Berührung kommen, 10 : 90 bis 60 : 40 beträgt.

3. Verfahren zur Herstellung einer wieder entfernbaren künstlichen Zahnwurzel durch Herstellung einer gleichmäßigen Dispersion von feinteiligem, synthetischem Hydroxylapatit, der gebrannt und/oder gesintert sein kann, oder Mischungen solcher Hydroxylapatitmaterialien mit einer Teilchengröße von nicht mehr als 1000 µm in einer organischen Matrix aus Bisphenol- A-Glycidylmethacrylat-Polykondensat, Polymethylmethacrylat, Poly-(2-hydroxyäthyl)-methacrylat, Polyäthylen, Polysulfon, Polyamid, Polyester, Polytetrafluoräthylen, Polyvinylidenfluorid, Polycarbonat und/oder Mischpolymeren von zwei oder mehr Monomeren der genannten Polymeren, wobei das Oberflächenverhältnis von Hydroxylapatitphase zur Phase der organischen Matrix von 5 : 95 bis 70 : 30 beträgt, anschließendes Formpressen und formende Oberflächenbearbeitung.

4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei das Oberflächenverhältnis von Hydroxylapatitphase zur Phase der organischen Matrix von 10 : 90 bis 60 : 40 beträgt.