DE19529036A1

DE19529036A1 - Biokompatibler Verbundwerkstoff und Verfahren zu seiner Herstellung

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Publication number: DE19529036A1
Application number: DE19529036A
Authority: DE
Original assignee: Huels AG; Chemische Werke Huels AG
Current assignee: NMI Naturwissenschaftliches und Medizinisches Institut
Priority date: 1995-08-08
Filing date: 1995-08-08
Publication date: 1997-03-13
Also published as: US5723007A

Description

Implantate zur Substitution von in ihrer Funktion gestörten Organen. Ge fäßen oder Gliedmaßen des menschlichen Körpers gewinnen in der Medizin zunehmend an Bedeutung. Man unterscheidet zwischen Weichimplantaten wie z. B. künstlichen Blutgefäßen und Hartimplantaten wie z. B. künstlichen Hüftgelenken und Dentalimplantaten.

Die vorliegende Erfindung betrifft einen Verbundwerkstoff zur Herstellung von Hartimplantaten, der in spezieller Anordnung feinfaseriges Kollagen enthält und dessen daraus gefertigte Implantate vor der Implantation mit menschlichen Zellen besiedelt werden. Der Verbundwerkstoff ist aufgebaut aus einem Netzwerk feiner Kollagenfasern in einem Kunststoff, wobei an der Materialoberfläche freie, einen Kollagenfilz bildende Kollagenfasern, die im Verbundwerkstoff verankert sind, exponiert sind. Den aus diesem Material hergestellten Implantaten verleiht der oberflächige Kollagenfa serfilz zusammen mit der vor der Implantation erfolgenden Besiedlung mit menschlichen Zellen ein hohes Maß an Biokompatibilität.

Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist demnach ein biokompatibler Ver bundwerkstoff, aufgebaut aus einem Filz aus Kollagenfasern und einem darin enthaltenen Kunststoff, wobei Kollagenfasern aus der Oberfläche herausragen, erhältlich durch

a) Herstellen einer geeigneten Kollagenunterlage unter Bildung eines Fa serfilzes aus Kollagen mit nativer Struktur.
b) Tränken des Kollagenfaserfilzes mit polymerisierbaren Monomeren,
c) Aushärten eines Teils der Monomeren zu einem Polymerisat mit Licht und/oder Wärme in sauerstoffhaltiger Umgebung,
d) Entfernen der nicht polymerisierten Monomeren oder kurzkettigen Oli gomeren unter Freilegung eines exponierten Filzes aus feinen Kollagen fasern an der Oberfläche des Verbundwerkstoffes.

Gegenstand der vorliegenden Erfindung sind weiterhin die aus diesem bio kompatiblen Verbundwerkstoff hergestellten Implantate.

Der Einsatz von Kollagen zur Herstellung eines Hartimplantatmaterials entspricht dem Stand der Technik, da die Knochensubstanz Kollagen ent hält. Eine Reihe von Offenlegungsschriften beschreibt den Einsatz von Kollagen zur Herstellung von Hartimplantaten:

- DE-OS 25 02 884 betrifft ein flüssiges bzw. plastisches, kollagenhal tiges Polymer, das eine Verbindung zwischen dem eigentlichen Implantat und dem Knochen herstellt und das nach Applizierung in situ, also im menschlichen Körper aushärtet.
- DE-OS 34 14 924 beschreibt den Verankerungsteil eines Implantates. Es besteht aus einem kugelförmigen Material, das erhalten wird durch Ver kleben von Partikeln aus festen Calziumverbindungen mit Kollagen oder einem anderen Bindemittel.
- EP-A-0 202 917 beschreibt die Herstellung von Implantaten aus Kunst stoff, denen mit Hilfe eines Siliconklebers faserige Materialien, wie z. B. Kollagen, aufgeklebt werden.

Diese bekannten Implantatmaterialien unterscheiden sich von dem Ver bundwerkstoff der vorliegenden Erfindung. Ihnen fehlen die das hohe Maß an Biokompatibilität verleihenden, kennzeichnenden Merkmale des Materials der vorliegenden Erfindung:

- exponierter Filz aus feinen Kollagenfasern an der Materialoberfläche, der im Verbundwerkstoff verankert ist,
- Besiedlung der Oberfläche mit menschlichen Zellen vor Implantation der aus dem Material gefertigten Implantate.

DE-OS 36 27 316 beschreibt bereits Kollagenfasern, die aus der Matrix des Implantatmaterials herausragen. Von dieser Erfindung unterscheidet sich die vorliegende Erfindung dadurch, daß die vorliegende Erfindung

- Kollagen, das in sehr feinfaseriger, nativer Struktur vorliegt, ein setzt,
- zur Herstellung des kollagenhaltigen Verbundwerkstoffes mit an der Oberfläche exponierten, einen Filz bildenden Kollagenfasern ein wir kungsvolles, die Ausbildung des feinen Kollagenfaserfilzes ermöglichen des Verfahren einsetzt,
- eine Besiedlung der aus dem Verbundwerkstoff gefertigten Implantate mit menschlichen Zellen vornimmt, bevor die Implantate implantiert werden.

DE-OS 40 40 872 offenbart die Besiedlung von Dentalimplantaten mit menschlichen Zellen. Diese Erfindung beschreibt jedoch nicht - wie die vorliegende Erfindung - ein spezielles, zellkompatibles Implantatmate rial, sondern spekuliert, daß Implantate aus beliebigen Materialien mit menschlichen Zellen besiedelt und dadurch positive Effekte der Biover träglichkeit der Implantate erhalten werden. In einem Unteranspruch nennt DE 40 40 872 auch den Einsatz von Kollagen. Dieses Kollagen soll für die menschlichen Zellen Klebstoffunktion haben und wird auf die Oberfläche des Implantates aufgetragen. Diese Technik unterscheidet sich jedoch von dem erfindungsgemäßen Kollageneinsatz, da ein im Verbundwerkstoff veran kerter Filz aus Kollagenfasern zum Einsatz kommt.

Die wesentlichen Elemente der Erfindung werden im folgenden erläutert:

Einsatz eines feinfaserigen Kollagens

Die hohe Biokompatibilität des Implantatmaterials dieser Erfindung resul tiert aus den feinen, im Implantatmaterial verankerten Kollagenfasern an der Implantatoberfläche. Diese Fasern haben einen Durchmesser von ca. 200 Nanometern und entsprechen in ihrer Struktur dem nativem Kollagen. Des halb verbinden sich die von menschlichen Zellen gebildeten Kollagenfasern mit den Kollagenfasern des Verbundwerkstoffes und sorgen für eine gün stige Einheilung der Implantate sorgen.

Die üblichen, kommerziell erhältlichen Kollagenpräparate sind mehr oder weniger stark unter Aufgabe ihrer nativen Struktur denaturiert.

Zur Herstellung von feinfaserigem Kollagen mit nativer Struktur läßt sich folgendes Verfahren anwenden: Kollagen, z. B. aus Rinder- oder Ratten schwanzsehnen, wird in verdünnter Essigsäure gelöst und anschließend durch Dialyse und Zentrifugation gereinigt. Der die Kollagenmoleküle ent haltende Zentrifugenüberstand wird danach abgenommen und in sterile Ge fäße überführt. Durch Änderung des pH-Werts und der Salzkonzentration organisieren sich die Kollagenmoleküle zu filzartigen Matten aus fein faserigem Kollagen.

Herstellung des Verbundwerkstoffes

Ausschlaggebend für den Applikationserfolg eines kollagenhaltigen Ver bundwerkstoffes ist die Exposition der nativen Kollagenfasern an der Oberfläche bei der Herstellung.

Dies wird bei dem hier beschriebenen Werkstoff erreicht durch Tränken der Kollagenmatten mit aushärtbaren Monomeren, z. B. Methylmethacrylat-Mono mer (MMA), darauffolgende Aushärtung mit Licht oder Wärme und an schließende Entfernung der obersten Schicht des Kollagen/PMMA-Verbund werkstoffes zur partiellen Freilegung der Kollagenfasern (exponierter Filz).

Dabei wird ein Verfahren verwendet, das auf dem Prinzip der Inhibierung der MMA-Polymerisationsreaktion an der Oberfläche durch Luftsauerstoff beruht. Die mit MMA-Monomermischung getränkten Kollagenmatten werden bei diesem Verfahren nicht in abgeschlossenen Formen, sondern unter Hinzu tritt von Luftsauerstoff auspolymerisiert. Da die Polymerisationsreaktion von MMA durch Luftsauerstoff inhibiert wird, verbleibt an der Oberfläche der Proben eine nicht ausgehärtete äußere Schicht, die anschließend, z. B. durch Behandlung mit Aceton entfernt wird. Auf diese Weise lassen sich an der Oberfläche die Kollagenfasern frei legen. Die Dicke der Schicht kann durch Wahl der entsprechenden Parameter (Sauerstoffkonzen tration, Dauer des Aushärtungsvorganges, Lichtintensität, Temperatur) gesteuert werden.

Als aushärtbare Monomere können prinzipiell alle Substanzen eingesetzt werden, die über eine Radikalreaktion polymerisieren, beispielsweise Sty rol, Acrylsäure- und Methacrylsäurealkylester, wobei die Alkylgruppe 1 bis 12 C-Atome enthalten kann. Die Struktur kann linear, verzweigt, cycloaliphatisch. aromatisch oder substituiert aromatisch sein. Weiterhin einsetzbar sind heterozyklische Monomere, die entweder Stickstoff, Schwe fel oder Sauerstoff in der Seitenkette tragen. Die Monomere können als Einzelkomponenten oder in Form von Monomermischungen bzw. Monomer/Poly mermischungen mit oder ohne Füllstoffe eingesetzt werden.

Beispiele für monofunktionelle Monomere sind:
Methylmethacrylat
Ethylmethacrylat
n-Butylmethacrylat
Isobutylmethacrylat
2-Ethylhexylmethacrylat
Cyclohexylmethacrylat
Isobornylmethacrylat
Tetrahydrofurfurylmethacrylat
Benzylmethacrylat
Morpholinoethylmethacrylat.

Beispiele für vernetzende Monomere sind:
Diethylenglycol-dimethacrylat
Triethylenglycol-dimethacrylat
Diurethandimethacrylat (Umsetzungsprodukt aus Trimethylhexamethylendiiso cyanat mit zwei Mol 2-Hydroxyethylmethacrylat)
Isopropyliden-bis(2(3)-hydroxy-3(2)-(4-phenoxy)-propylmethacrylat) ("bis- GMA").

Besiedlung der Implantatoberfläche mit menschlichen Zellen

Die Zellen, mit denen die Implantatoberfläche gemäß dieser Erfindung be siedelt wird, sind Fibroblasten, d. h. Zellen, die Bindegewebsfasern (= Kollagenfasern) ausbilden. Für diese Fibroblasten ist das erfindungs gemäße Implantatmaterial, das an der Oberfläche Kollagenfasern in nativer Struktur enthält, ein besonders geeignetes Siedlungssubstrat, das in Form des feinfaserigen Kollagengeflechts gute Verankerungsmöglichkeiten für die von den Fibroblasten gebildeten Kollagenfasern aufweist.

Der bei dieser Verankerung entstehende innige Verbund zwischen Implantat- Kollagenfasern und von den Fibroblasten de novo synthetisierten Kollagen fasern mit Bindegewebsfunktion führt zu der raschen und biologischen Ein heilung der Implantate aus dem erfindungsgemäßen Verbundwerkstoff.

Beispiele Beispiel 1 Herstellung von feinfaserigen Matten aus nativem Ratten schwanzkollagen

Zerkleinerte und zerfaserte Sehnen aus 10 bis 14 Rattenschwänzen wurden in aqua bidest gewaschen und danach 3 Tage unter Rühren bei 4°C in 800 ml 0,5%iger Essigsäure inkubiert, wobei die Kollagenfasern in lös liche Kollagenmoleküle zerfielen. Die so erhaltene Lösung von Kollagen untereinheiten wurde unter Verbandmull filtriert und bei 4°C zwei Tage gegen insgesamt 10 l 1 : 10 verdünntes Zellkulturmedium (Dulbeccos Mini mal Essential Medium, DMEM) bei pH = 4 dialysiert.

Durch Zentrifugieren eines auf diesem Weg hergestellten Dialysats während 24 Stunden bei 25000 g erhält man einen klaren Überstand aus gelöstem Kollagen, der bei 4°C in sterilen Gefäßen aufbewahrt wird. Die Kollagen moleküle dieser Lösung organisieren sich in dem nachfolgend beschriebenen Milieu zu einem Gel aus feinen Kollagenfasern mit nativer Struktur.

Einstellung des Gelierungsmilieus

Erforderliche Lösungen:
Lösung A: fötales Kälberserum
Lösung B: 1,7 ml 10fach konzentriertes PBS (ohne Ca⁺ und Mg⁺); 0,3 ml 1 M HEPES; 0,15 ml 10% NaHCO₃
Lösung C: 0,142 N NaOH
Lösung D: Kollagenlösung, pH = 4.

Aus 165 µl A, 110 µl B und 40 µl C wird zunächst eine Polymerisationslö sung hergestellt. 315 µl Polyinerisationslösung werden mit 685 µl Kolla genlösung D gemischt. Nach etwa 10 sec. bildet sich ein Kollagengel aus, das aus einer feinfaserigen Kollagenmatte als tragender Struktur besteht.

Die Gele wurden zur endgültigen Aushärtung 30 min. bei 37°C in 95% rel. Luftfeuchte inkubiert und anschließend in eine aufsteigende, nachstehend beschriebene Alkoholreihe überführt.

Entwässern in aufsteigender Alkoholreihe
Ethanolkonzentration
Zeit
30%\|15 min
50%	15 min
70%	60 min
95%	10 min
99%	20 min
100%	20 min
100%	20 min
100%	20 min

Nach der Überführung in Alkohol können die Matten entweder direkt aus der Flüssigphase mit Monomermischung getränkt werden, oder aber in Aceton einer Kritisch-Punkt-Trocknung in flüssigem CO₂ unterworfen werden.

Aus den oben beschriebenen Verfahren resultieren zwei unterschiedliche Kollagen-Grundmaterialien für die Herstellung von Verbundwerkstoffen:

1. Matten aus nativem Kollagen, im Alkohol zur direkten Tränkung mit MMA
2. Matten aus nativem Kollagen, Kritisch-Punkt-getrocknet, zum Auflegen auf MMA, wobei dadurch die Matten getränkt werden.

Beispiel 2 Herstellung eines Verbundwerkstoffes, Variante A: (Voll ständig getränkte Materialien)

Für die Herstellung dieser Verbundwerkstoffe wurde eine lichthärtende Methacrylat-Monomermischung der Firma Kulzer verwendet. Das Produkt wird unter dem Namen DURAfILL FLOW angeboten und findet im Dentalbereich An wendung als Füllmaterial. DURAFILL FLOW ist in der handelsüblichen Form mit Füller-Partikeln versetzt.

1 g Paste enthalten:

Isopropyliden-bis[2(3)-hydroxy-3(2)-(4-phenoxy)propylmethacrylat)]\|62 mg
[2,2(4),4-Trimethylhexamethylen-bis(2-carbamoyloxyethyl)]dimethacryl-at	153 mg
3,6-Dioxaoctamethylendimethacrylat	132 mg
Siliciumdioxid, silanisiert mit (3-Methacryloyloxypropyl)trimethoxysilan	304 mg
Splitterpolymerisat [Siliciumdioxid-Poly-(dodecamethylendimethacrylat)]	328 mg

Für die Herstellung der hier beschriebenen Verbundwerkstoffe wurde von der Firma Kulzer eine Durafill Monomermischung ohne Füllstoffe angefer tigt.

Bei der Herstellung von vollständig getränktem Verbundwerkstoff wurden in Alkohol schwimmende Kollagenmatten (siehe Beispiel 1) als Ausgangsma terial verwendet. Die Matten wurden über mehrere Schritte mit Durafill Monomermischung getränkt:

1. Ethanol/MMA 1 : 1\|0,5 h
2. Ethanol/MMA 1 : 1	1,5 h
3. Reine MMA-Lösung	12,0 h
4. Reine MMA-Lösung	6,0 h

Die Proben wurden bei der Tränkung auf einem schrägstehenden Karussell langsam bewegt.

Die filtrierten Proben wurden auf Filterpapier gelegt, um überschüssiges MMA ablaufen zu lassen und anschließend unter einer Halogenlampe (Delolux O3E, Fa. Delo) für 10 Min. ausgehärtet. Die Proben wurden im Anschluß 10 Min. in einem Acetonbad unter ständiger Bewegung geätzt, um die nicht polymerisierte Schicht an der Oberfläche zu entfernen. Dabei wurde die Badflüssigkeit dreimal gewechselt.

Beispiel 3 Herstellung eines Verbundwerkstoffes, Variante B: (Verbund werkstoff, das nur an der Oberfläche Kollagen enthält)

Für die Herstellung dieser Materialien wurden native, kritisch-Punkt-ge trocknete Kollagenmatten von 3-5 mm Dicke eingesetzt.

Um bei der Photopolymerisation Licht von allen Seiten an die Probe kommen zu lassen, wurden Formen aus Glas angefertigt. Die Formen wurden mit Mo nomermischung gefüllt, die getrockneten Kollagenmatten aufgelegt und für etwa 15 sec. einsinken lassen. Anschließend erfolgte die Polymerisation unter der Halogenlampe, jeweils für 5 Min. von oben und unten. Nach Entfernung der überschüssigen Kollagenreste an der Oberfläche wurden die Proben in Aceton geätzt und dabei mit Ultraschall gereinigt.

Beispiel 4 Herstellung eines Implantats, das aus einer biokompatiblen Schicht auf einem metallischen Träger besteht

Kollagenmatten in einem Volumen von 25 ml wurden, wie in Beispiel 1 be schrieben, hergestellt und mit MMA-Monomermischung getränkt. Die getränk ten Matten wurden anschließend in einem Mixer partiell desintegriert.

Dieses Verfahren führte zu einer zähflüssigen Mischung aus MMA und Kolla genfasern. Die Mischung wurde mit einer Schichtdicke von ca. 1 mm auf zylinderförmige Implantate aus reinem Titan (Länge 18 mm, ⌀ 3,5 mm) auf getragen und durch 5minütige Lichthärtung auf einer rotierenden Vorrich tung ausgehärtet.

Die Kollagenfasern an der Oberfläche wurden anschließend durch Aceton ätzung exponiert.

Beispiel 5

Die Biokompatibilität der im Beispiel 2 und 3 genannten Kollagen/PMMA- Werkstoffe wurde in Zellkulturversuchen getestet. Dabei wurden 1) die Geschwindigkeit der Besiedelung der Oberfläche dieser Materialien mit Zellen, 2) die Anheftung und Ausbreitung der Zellen sowie 3) die Synthese und Anheftung einer bindegewebigen Matrix aus Kollagenfasern durch diese Zellen an der Oberfläche der Materialien untersucht. Dies geschah durch direkten Vergleich der Materialien mit einem körpereigenen Hartmaterial (Zahnwurzeloberfläche) in einem aus der Dentalforschung bekannten Ver suchsmodell (Wurzelscheiben-Kulturmodell, Literatur s. A. B. Bernstein et al. (1988) Cell Tissue Res. 254 : 659-70).

Versuchsdurchführung

Zellen der menschlichen Zahnwurzelhaut (ZWH-Fibroblasten) wurden mit einer Zelldichte von 1 × 10⁴ Zellen / cm² in Petrischalen in einer Atmosphäre von 5% O₂ und 13% CO₂ bei 37°C und 98% Luftfeuchtigkeit für 7 Tage in Dulbeccos Modified Essentialmedium (DMEM) kultiviert. Während dieser Zeit bildeten die Zellen einen durchgehenden Zellrasen auf dem Boden der Petrischale. Auf diesen Zellrasen wurden die Proben, paarweise gegenüberstehend, mit einem Zwischenraum von ca. 100 µm zwischen den Pro benpaaren, angeordnet.

Die Proben wurden wie folgt hergestellt:

1. Werkstoffproben: Blöcke aus Kollagen/PMMA-Verbundwerkstoffen wurden mittels einer Diamant-Drahtsäge in 300 µm dicke Scheiben gesägt, an schließend durch Ultraschallbehandlung gereinigt und für den Einsatz in der Zellkultur sterilisiert.
2. Zahnscheiben (Referenz): Zahnwurzelscheiben aus humanem Zahnmaterial wurden aus frisch extrahierten humanen Weisheitszähnen gewonnen. Dabei wurde die Zahnwurzel zunächst durch Abschaben der Zahnwurzelhaut mit tels eines Skalpells oberflächlich gereinigt und anschließend in 300 µm dicke Scheiben geschnitten. Die Scheiben wurden anschließend sterilisiert und paarweise in der Zellkultur eingesetzt.

Ergebnisse

Die Kollagen/PMMA-Verbundwerkstoffoberflächen wurden von den Zellen rasch und vollständig besiedelt. Nach 3 Wochen in der Zellkultur hatten die Zellen erste Kollagenfasern zwischen den beiden gegenüberliegenden Pro benoberflächen ausgebildet. Diese Kollagenmatrix verdichtete sich im Laufe der Kultur über vier Monate zu einem dichten Netzwerk aus bindege webigen Kollagenfasern.

Nach 50 und 100 Tagen wurden Abzugsversuche zur Prüfung der Haftfestig keit des neugebildeten bindegewebigen Faserverbundes durchgeführt. Dazu wurden die jeweils paarweise gegenüberliegenden Materialproben, zwischen denen die Zellen im Laufe der Kultur eine dichte Kollagenmatrix ausgebil det hatten, in einer Zugprüfmaschine auseinandergezogen.

Bei den als Kontrolle eingesetzten menschlichen Zahnscheiben wurden Ab zugsfestigkelten von 0,2 N/mm² gemessen. Die durch Tränkung von Kollagen matten mit MMA-Monomer erhaltenen Werkstoffe (Beispiel 2) erzielten ca. 0,15 N/mm². Mit den mit der Auflegetechnik hergestellten Verbundwerkstof fen (Beispiel 3) werden Festigkeiten von 0,16 N/mm² erreicht.

Die Ergebnisse dieser Versuche zeigen, daß mit den so hergestellten Ver bundwerkstoffen eine dauerhafte, haftfeste Anlagerung von bindegewebigen Kollagenfasern an der Oberfläche erzielt werden. Diese Verbundwerkstoffe bieten daher beste Voraussetzungen für eine sowohl schnelle als auch dauerhafte Einheilung im Körper.

Claims

1. Biokompatibler Verbundwerkstoff, aufgebaut aus einem Filz aus Kolla genfasern und einem darin enthaltenen Kunststoff, wobei Kollagenfasern aus der Oberfläche herausragen, erhältlich durch

a) Herstellen einer geeigneten Kollagenunterlage unter Bildung eines Faserfilzes aus Kollagen mit nativer Struktur,
b) Tränken des Kollagenfaserfilzes mit polymerisierbaren Monomeren,
c) Aushärten eines Teils der Monomeren zu einem Polymerisat mit Licht und/oder Wärme in sauerstoffhaltiger Umgebung,
d) Entfernen der nicht polymerisierten Monomeren oder kurzkettigen Oligomeren unter Freilegung eines exponierten Filzes aus feinen Kollagenfasern an der Oberfläche des Verbundwerkstoffes.

2. Biokompatibler Verbundwerkstoff nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß als Monomere Acrylate eingesetzt werden.

3. Biokompatibler Verbundwerkstoff nach den Ansprüchen 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß als Monomere Methacrylate eingesetzt werden.

4. Biokompatibler Verbundwerkstoff nach den Ansprüchen 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet,
daß als Monomere Methylmethacrylat, Ethylmethacrylat, n-Butylmethacry lat, Isobutylmethacrylat, 2-Ethylhexylmethacrylat, Cyclohexylmethacry lat, Isobornylmethacrylat, Tetrahydrofurfurylmethacrylat, Benzylmeth acrylat, Morpholinoethylmethacrylat, Diethylenglycol-dimethacrylat, Triethylenglycol-dimethacrylat, Diurethandimethacrylat (Umsetzungspro dukt aus Trimethylhexamethylendiisocyanat mit zwei Mol 2-Hydroxyethyl methacrylat), Isopropyliden-bis(2(3)-hydroxy-3(2)-(4-phenoxy)-propyl methacrylat), oder Mischungen eingesetzt werden.

5. Verfahren zur Herstellung eines biokompatiblen Verbundwerkstoffes, aufgebaut aus einem Filz aus Kollagenfasern und einem darin enthalte nen Kunststoff, wobei Kollagenfasern aus der Oberfläche herausragen, durch

6. Implantate, hergestellt aus biokompatiblem Verbundwerkstoff gemäß den Ansprüchen 1 bis 4.

7. Implantate nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß sich auf deren Oberfläche menschliche Zellen befinden.

8. Implantate nach den Ansprüchen 6 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß sie vor Implantation mit menschlichen Zellen besiedelt werden.

9. Implantate nach den Ansprüchen 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß das Implantat zumindest teilweise oder vollständig einen Zahner satz darstellt.