Keramik als biomedizinisches Material
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Keramik wird im Alltag häufig mit Porzellan, Glas oder Bauelementen assoziiert. In der Biomedizintechnik meint der Begriff jedoch eine deutlich breitere Werkstoffgruppe. Gemeint sind anorganische, nichtmetallische Werkstoffe, die überwiegend aus Metalloxiden, Silikaten, Karbiden oder Nitriden bestehen. Charakteristisch sind hohe Härte, große Druckfestigkeit, hohe Schmelzpunkte sowie eine sehr geringe elektrische und thermische Leitfähigkeit. Diese Eigenschaften sind auf atomarer Ebene vor allem durch ionische oder kovalente Bindungen geprägt. Hinzu kommt, dass in vielen keramischen Kristallgittern nur wenige Gleitsysteme zur Verfügung stehen. Keramiken lassen sich daher, anders als Metalle, kaum plastisch verformen.
Aus dieser Struktur folgt eine zentrale materialtechnische Konsequenz: Keramik ist spröde. Mikrorisse, Einschlüsse oder scharfe Kerben wirken als Spannungskonzentratoren und begünstigen das Versagen. Während Metalle unter Last typischerweise zunächst nachgeben und sich allmählich umformen, bricht Keramik abrupt, sobald die Spannung in der Nähe eines Defekts einen kritischen Wert überschreitet. Das erklärt auch die ausgeprägte Diskrepanz zwischen Zug- und Druckfestigkeit: In Zugrichtung entscheidet oft der größte Defekt, in Druckrichtung ist das Material deutlich toleranter. Unter idealisierten Bedingungen kann Keramik dennoch außerordentlich hohe Festigkeiten erreichen, sofern sie nahezu fehlerfrei vorliegt. Glasmikrofasern sind ein bekanntes Beispiel: Zugfestigkeiten im Bereich mehrerer Gigapascal können die Werte vieler hochfester Stähle übertreffen.
Ein weiteres Merkmal ist die praktisch vernachlässigbare Kriechneigung bei Raumtemperatur. Metalle können sich unter Dauerlast langsam verformen; Keramiken bleiben aufgrund ihrer starren Bindungsstruktur dimensionsstabil, bis ein Riss entsteht oder wächst. Für die Lastübertragung ist das vorteilhaft, weil Geometrie und Passung langfristig erhalten bleiben. Gleichzeitig liegt darin ein Risiko: Spannungen lassen sich kaum „abbauen“, sodass lokale Überlastungen schneller in einen plötzlichen Bruch umschlagen.
Der Begriff Biokeramik etablierte sich, als Keramik gezielt für den direkten Kontakt mit Körpergewebe eingesetzt wurde. Geeignete Zusammensetzungen eignen sich nicht nur für Elektronik oder Hochtemperaturanwendungen, sondern auch für medizinische Aufgaben wie den Ersatz von Knochenfragmenten, die Rekonstruktion von Zähnen, die Konstruktion von Gelenkimplantaten oder den Einsatz in blutberührten Komponenten, etwa künstlichen Herzklappen. Voraussetzung ist allerdings, dass grundlegende biologische Anforderungen erfüllt werden.
Ein keramischer Werkstoff gilt als Biokeramik, wenn er ungiftig ist, kein Krebsrisiko erhöht, keine Allergien auslöst und keine chronischen Entzündungsreaktionen provoziert. Er muss biokompatibel sein und seine Biofunktionalität über die gesamte vorgesehene Implantationsdauer zuverlässig behalten. Praktisch bedeutet das: Das Material darf keinen Schaden verursachen, muss eine definierte mechanische oder biologische Aufgabe erfüllen und darf sich nicht unkontrolliert zersetzen.
Aus material- und anwendungsbezogener Sicht werden Biokeramiken üblicherweise in drei Hauptklassen eingeteilt. Erstens: nicht resorbierbare Keramiken. Sie bleiben nach der Implantation weitgehend stabil, lösen sich kaum und sind für lange Standzeiten ausgelegt. Zweitens: resorbierbare Keramiken. Sie sind so konzipiert, dass sie kontrolliert abgebaut und schrittweise durch nachwachsendes Wirtsgewebe ersetzt werden. Drittens: bioaktive, oberflächenreaktive Biokeramiken. Ihr Ziel ist eine feste chemische Bindung an Knochen oder anderes Gewebe, die überwiegend über Reaktionen in einer dünnen Oberflächenzone entsteht.
Relativ biokompatible Biokeramiken
Relativ biokompatible Biokeramiken behalten bei langfristiger Anwendung im Körper ihre physikalischen und mechanischen Eigenschaften. Sie lösen sich nur in geringem Umfang, sind korrosions– und verschleißbeständig, und der Kontakt zum Gewebe äußert sich meist in einer mechanischen Anpassung oder Integration ohne ausgeprägte chemische Wechselwirkung. In dieser Gruppe sind Aluminiumoxid, Zirkonoxid und verschiedene Kohlenstoffformen, insbesondere pyrolytischer Kohlenstoff, von besonderer Bedeutung.
Aluminiumoxid (Al₂O₃) zählt zu den am häufigsten eingesetzten keramischen Implantatwerkstoffen. In der Biomedizin kommt eine hochreine α-Variante zum Einsatz: Der Al₂O₃-Gehalt liegt über 99,5 %, Verunreinigungen wie Siliziumdioxid oder Alkalioxide werden auf Zehntelprozente begrenzt. Aluminiumoxid besitzt eine rhomboedrische Kristallstruktur und tritt in der Natur, abhängig von farbgebenden Spurenelementen, als Saphir oder Rubin auf. Einkristalline Formen lassen sich durch gezieltes Aufschmelzen von Pulver auf einem Kristallkeim herstellen, aus dem der Kristall kontrolliert „gezogen“ wird.
Die mechanischen Kennwerte sind hoch. Der Elastizitätsmodul erreicht mehrere hundert Gigapascal, die Biegefestigkeit liegt über 400 MPa, die Härte bewegt sich typischerweise zwischen 20 und 30 GPa. Auf der Mohs-Skala entspricht das einem sehr hohen Niveau (etwa 9/10) und wird praktisch nur von Diamant übertroffen. Bei polykristallinem Aluminiumoxid hängen Festigkeit und Zuverlässigkeit jedoch stark von Korngröße und Porosität ab. Sinkt die Porosität und wird eine feinkörnige Mikrostruktur erreicht, steigt die Festigkeit, und die Streuung der Ergebnisse nimmt ab.
Gerade die Kombination aus Härte, Verschleißfestigkeit und chemischer Inertheit macht Aluminiumoxid zu einem bevorzugten Werkstoff für Gleitpaarungen in Gelenkendoprothesen, besonders für Hüftprothesenköpfe in Kombination mit Pfannen aus ultrahochmolekularem Polyethylen (UHMWPE). Untersuchungen zu Aluminiumoxidimplantaten im Schädelbereich berichten über lange Beobachtungszeiträume hinweg über keine Toxizität, keine Hinweise auf Abstoßung und eine insgesamt sehr gute Verträglichkeit. Darüber hinaus wird Aluminiumoxid in Zahnimplantaten, Knochenplatten und -schrauben, in der Mittelohrrekonstruktion sowie in Bauteilen eingesetzt, bei denen hohe Härte und chemische Beständigkeit entscheidend sind.
Ein zweiter zentraler Werkstoff dieser Klasse ist Zirkonoxid (ZrO₂). Reines Zirkonoxid zeigt ein komplexes Phasenverhalten: Mit der Temperatur ändern sich die Kristallstrukturen, teils begleitet von erheblichen Volumenänderungen. Für Anwendungen, in denen Maßhaltigkeit und Langzeitstabilität gefordert sind, ist das ungünstig. Deshalb wird in der Praxis häufig teilweise stabilisiertes Zirkonoxid verwendet, etwa mit Y₂O₃. Solche Zusätze ermöglichen es, Hochtemperaturphasen (tetragonal oder kubisch) auch bei niedrigeren Temperaturen zu stabilisieren und die Struktur nach dem Sintern deutlich robuster zu machen.
Teilweise stabilisiertes Zirkonoxid besitzt einen geringeren Elastizitätsmodul als Aluminiumoxid und nähert sich damit dem Verhalten von Knochen etwas stärker an. Gleichzeitig zeigt es eine besonders hohe Bruchzähigkeit. Ursache ist die transformative Verfestigung: Im Bereich einer fortschreitenden Rissspitze kann eine lokale Phasenumwandlung auftreten, die mit einer leichten Volumenzunahme einhergeht. Dadurch wird die Rissöffnung gewissermaßen „zugedrückt“, und das weitere Risswachstum wird gebremst. Die Biokompatibilität von Zirkonoxid gilt als sehr gut; auch Reibungs- und Verschleißwerte in Kombination mit UHMWPE sind günstig. Entsprechend findet es breite Anwendung in Prothesenköpfen und anderen tragenden Komponenten.
Kohlenstoff nimmt unter den bioinerten keramischen Werkstoffen eine Sonderstellung ein. Graphit, die klassische Modifikation, besteht aus ebenen, hexagonalen Atomnetzen, die innerhalb der Schichten durch starke kovalente Bindungen zusammengehalten werden. Zwischen den Schichten wirken deutlich schwächere Kräfte, was die leichte Relativbewegung erklärt und die gute Gleitfähigkeit von Graphit begründet. In pyrolytischem Kohlenstoff oder Glaskohlenstoff ist diese Schichtstruktur teilweise gestört: Bereiche sind verformt, unterbrochen und mit amorphen Anteilen durchmischt. Makroskopisch führt das zu mechanischen Eigenschaften, die weniger richtungsabhängig sind.
Pyrolytischer Kohlenstoff ist für Implantate besonders wertvoll, weil er hohe Festigkeit, einen günstigen Elastizitätsmodul und eine sehr gute Blutverträglichkeit vereint. In der Praxis wird er meist als Beschichtung genutzt, die aus der Gasphase auf vorgefertigte Implantatkomponenten abgeschieden wird, etwa für Herzklappenbauteile oder Gefäßprothesen. Über Prozessparameter wie Temperatur, Druck, Gaszusammensetzung, Reaktorgeometrie und Abscheidedauer lassen sich Dichte, Anisotropie, Kristallitgröße und Defektanteile sehr präzise einstellen. Mit steigender Dichte nehmen in der Regel Festigkeit und Elastizitätsmodul zu, was für die Langzeitsicherheit solcher Implantate unmittelbar relevant ist.
Daneben existieren Kohlenstoff-Kohlenstoff-Verbundwerkstoffe, bei denen Kohlenstofffasern eine Kohlenstoffmatrix verstärken. In Faserrichtung erreichen sie sehr hohe Festigkeiten, sind jedoch stark anisotrop und häufig porös. Mechanisch wirken sie attraktiv, ihre Anwendung verlangt jedoch eine besonders sorgfältige Auslegung der Lastpfade, damit lokale Überlastungen und strukturelle Schwachstellen vermieden werden.
Biologisch abbaubare Biokeramik
Nicht in jeder Indikation soll Gewebe dauerhaft ersetzt werden. Häufig geht es darum, einen Defekt temporär zu stabilisieren, Hohlräume zu füllen oder Wirkstoffe zu platzieren. Idealerweise übernimmt das Implantat anfangs eine definierte Funktion und wird anschließend schrittweise durch regenerierendes Wirtsgewebe ersetzt. Für solche Szenarien sind resorbierbare Keramiken, die sich kontrolliert abbauen, besonders geeignet.
Historisch zählt Gips, also Calciumsulfat-Dihydrat, zu den frühen Knochenersatzmaterialien und wurde bereits Ende des 19. Jahrhunderts eingesetzt. Der entscheidende Fortschritt setzte jedoch in der zweiten Hälfte des 20. Jahrhunderts ein, als vollständig synthetische Calciumphosphate verfügbar wurden. Hinzu kamen komplexere Mehrkomponentensysteme, etwa Aluminium-Calcium-Phosphat-Keramiken (ALCAP), Zink-Calcium-Phosphat (ZCAP), Zink-Sulfat-Calcium-Phosphat (ZSCAP) und Eisen-Calcium-Phosphat (FECAP).
Der wichtigste Vertreter resorbierbarer Keramiken ist Hydroxylapatit (HA). Chemisch ähnelt er der Mineralphase von Knochen und Zähnen; die Formel wird häufig als Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ angegeben. Hydroxylapatit gehört zur Apatitgruppe und weist eine charakteristische Kristallstruktur auf: Die Anordnung lässt sich als hexagonales Gitter beschreiben, in dem Hydroxylionen säulenartig entlang der c-Achse positioniert sind und bestimmte Calciumionen eng binden. Weitere Ca²⁺-Ionen stabilisieren das Kristallgitter. Das stöchiometrische Molverhältnis von Calcium zu Phosphor beträgt 10:6; die theoretische Dichte liegt bei etwa 3,2 g/cm³. Werden OH⁻-Ionen teilweise durch F⁻-Ionen ersetzt, steigt die chemische Stabilität. Genau dieser Mechanismus erklärt die bekannte Wirkung der Fluoridierung auf die Festigkeit des Zahnschmelzes.
Die Biokompatibilität von Hydroxylapatit ist ausgesprochen hoch, weil Struktur und Zusammensetzung dem natürlichen Hartgewebe nahekommen. Wird HA als Granulat oder poröser Block implantiert, bildet sich häufig rasch neuer spongiöser Knochen. Die Grenzfläche zwischen Implantat und Knochen zeigt nicht selten eine direkte, chemische Bindung, ohne eine ausgeprägte faserige Zwischenschicht.
Mechanisch ist Hydroxylapatit variabel. Herstellverfahren, Korngröße und Porosität bestimmen die Kennwerte wesentlich. Der Elastizitätsmodul kann Werte erreichen, die natürlichen Hartgeweben wie Zahnschmelz, Dentin oder kompakter Knochensubstanz nahekommen. Damit lassen sich Implantate konstruieren, deren Steifigkeit besser zum umgebenden Gewebe passt. Das reduziert das Risiko des Stress Shielding, bei dem eine zu steife Implantatstruktur den Knochen entlastet und langfristig zu Knochenabbau beitragen kann.
Neben HA ist β-Calciumtriphosphat (β-TCP) von großer Bedeutung. Es ist löslicher als Hydroxylapatit und wird in vivo daher schneller resorbiert, bleibt aber osteokonduktiv. Dadurch eignet es sich als temporärer Knochenersatz, der verschwindet, während der eigene Knochen nachwächst. Wie HA wird TCP häufig über Nasssynthesen aus Calcium- und Phosphatsalzen hergestellt, anschließend kalziniert und gesintert. Zudem kann TCP mit Aminosäuren wie Cystein reagieren. Solche Systeme lassen sich mit Wasser anmischen, an der Implantationsstelle einbringen und dort verfestigen, sodass sich das Material direkt im Defekt ausbildet.
Mehrphasige Systeme wie ALCAP, ZCAP, ZSCAP und FECAP enthalten mehrere Kristallphasen mit unterschiedlichen Löslichkeiten. Das erlaubt abgestufte Abbauprofile: Einige Phasen resorbieren schneller, andere langsamer. Parallel können biologisch relevante Ionen, etwa Zink oder Eisen, freigesetzt werden. Diese Werkstoffe eignen sich auch als Trägersysteme, indem ein Wirkstoff in der keramischen Matrix eingebettet und im Zuge der Resorption schrittweise abgegeben wird.
Ein natürlich vorkommendes, resorbierbares Material ist das Korallenskelett, das überwiegend aus Calciumcarbonat in Form von Aragonit besteht. Bestimmte Korallenarten bilden hochporöse, dreidimensionale Strukturen, deren Porengrößen und Verteilung dem trabekulären Knochen ähneln. Materialien wie Biocoral können daher Knochendefekte gut füllen: Das Calciumcarbonat wird allmählich resorbiert und durch Knochen ersetzt. Darüber hinaus lassen sich Korallenskelette hydrothermal in Hydroxylapatit umwandeln, wobei die natürliche Porenarchitektur erhalten bleibt. So kombiniert man die chemische Nähe zum Knochen mit einer mikrostrukturell sehr günstigen Raumgeometrie.
Bioaktive, oberflächenreaktive Biokeramiken
Zwischen stark inertem Verhalten und schneller Resorption liegt eine dritte, besonders wichtige Klasse: bioaktive Biokeramiken. Dazu zählen oberflächenreaktive Gläser, Glaskeramiken und bestimmte Formen von Hydroxylapatit. Ihr Volumen bleibt im Vergleich relativ stabil, während die Oberfläche gezielt mit Körperflüssigkeiten reagiert. Dabei entsteht eine Grenzschicht, die eine feste chemische Bindung an Knochen ermöglichen kann.
Als klassisches Beispiel gelten bioaktive Silikatgläser, etwa aus der Bioglass-Familie, sowie daraus abgeleitete Glaskeramiken. Grundlage ist Siliziumdioxid (SiO₂), ergänzt durch Calciumoxid, Natriumoxid und Phosphor(V)-oxid. Nach der Implantation laufen an der Oberfläche mehrere Reaktionsschritte ab: Zunächst tauscht das Material Na⁺- und Ca²⁺-Ionen mit der Umgebung aus, wodurch sich pH-Wert und lokale Ionenaktivität verändern. Danach bildet sich eine siliziumreiche Gelschicht. Auf ihr können Calciumphosphate ausfallen, die sich mit der Zeit in eine apatitähnliche Struktur umwandeln. Diese apatithaltige Oberflächenschicht schafft die Voraussetzung dafür, dass Knochen ohne bindegewebige Zwischenschicht direkt am Material anhaften kann.
Die Bioaktivität hängt stark von der chemischen Zusammensetzung ab, insbesondere vom SiO₂-Gehalt und den Anteilen von CaO, Na₂O und P₂O₅. Nur in einem bestimmten Zusammensetzungsfenster entsteht die gewünschte Abfolge aus Silikat- und Phosphatschicht. Außerhalb dieses Bereichs ist das Material entweder zu reaktionsträge, um eine dauerhafte Bindung aufzubauen, oder es löst sich zu schnell und verliert an struktureller Stabilität.
Glaskeramiken wie kristallisiertes Bioglas oder Ceravital werden über kontrollierte Kristallisation hergestellt. Dazu durchläuft das Glas definierte Wärmebehandlungen, die eine hohe Dichte an sehr kleinen Kristalliten erzeugen, typischerweise im Bereich von Bruchteilen eines Mikrometers, homogen im Volumen verteilt. Glaskeramiken vereinen dadurch hohe Dichte mit erhöhter Festigkeit, guter Kratzfestigkeit und geeigneten thermischen Eigenschaften. Eine sorgfältig gewählte Zusammensetzung ermöglicht, die Bioaktivität zu erhalten und gleichzeitig die mechanischen Kennwerte gegenüber rein amorphem Glas zu verbessern.
Trotzdem bleiben bioaktive Gläser und Glaskeramiken spröde. Zwar lässt sich die Zugfestigkeit steigern, für großdimensionierte, stark tragende Komponenten wie Prothesenschäfte reicht sie jedoch in der Regel nicht aus. Praktisch bewähren sie sich vor allem als Beschichtungen auf Metallimplantaten, wo sie die knöcherne Anbindung fördern. Außerdem werden sie als Füllstoffe in dentalen Kompositen, in Materialien für die Mittelohrrekonstruktion und in kleineren Schädelimplantaten eingesetzt.
Verschlechterung und Ermüdung von Keramik im Körper
Bei der Auslegung keramischer Implantate genügt es nicht, die Eigenschaften direkt nach der Fertigung zu betrachten. Entscheidend ist, wie sich diese Eigenschaften über die Zeit unter physiologischen Bedingungen und unter zyklischer mechanischer Belastung entwickeln.
Bei nicht resorbierbaren Keramiken sind statische und dynamische Ermüdungsprozesse besonders relevant. In wässriger Umgebung, wie sie im Körper vorliegt, kann Wasser das Wachstum vorhandener Mikrorisse beschleunigen. Enthält das Material Zusatzstoffe, die das Eindringen von Wasser begünstigen, kann eine langfristige Belastung zu einer schrittweisen Festigkeitsabnahme führen, selbst wenn die Beanspruchung unterhalb der in Kurzzeitprüfungen ermittelten Festigkeitsgrenze bleibt. Für Aluminiumoxid wurde dieses Verhalten intensiv untersucht; dabei zeigte sich unter anderem ein Zusammenhang zwischen Spuren von Wasser an der Bruchfläche und der beobachteten Festigkeitsminderung.
Zur Beschreibung der Streuung keramischer Festigkeiten werden häufig statistische Modelle wie die Weibull-Verteilung herangezogen. Dabei hängt die Ausfallwahrscheinlichkeit von Skalenparametern und vom Formparameter m ab. Ein hoher m-Wert steht für eine geringe Streuung und damit für bessere Vorhersagbarkeit. Für Implantatkomponenten ist das zentral, weil Sicherheitsmargen und Lebensdauerabschätzungen davon unmittelbar profitieren. Ergänzend sind Überlastprüfungen an fertigen Bauteilen ein etabliertes Verfahren: Komponenten werden gezielt Belastungen ausgesetzt, die oberhalb der später zu erwartenden Betriebslasten liegen. Schwächere Teile versagen im Test, während sich für die verbleibenden Bauteile eine konservative Mindestlebensdauer unter definierter Last abschätzen lässt.
Bei Kohlenstoffbeschichtungen auf Metallsubstraten zeigt sich, dass die Ermüdungsbeständigkeit stark vom Verhalten des Untergrunds abhängt. Verformt sich der metallische Träger kaum plastisch, kann pyrolytischer Kohlenstoff selbst bei sehr hohen Lastspielzahlen intakt bleiben. Für beschichtete Herzklappen und Gefäßprothesen ist diese Kopplung von Substrat- und Beschichtungsverhalten besonders bedeutsam.
Biokeramische Fertigungstechniken
Die geeignete Fertigungsroute richtet sich nach der Funktion des Implantats. Soll Hartgewebe ersetzt und Last übertragen werden, stehen hohe Dichte, hohe Festigkeit und ein passender Elastizitätsmodul im Vordergrund. Geht es dagegen primär um Gewebeintegration und schnelle Vaskularisierung, entscheidet eine hohe offene Porosität mit geeigneter Porengrößenverteilung über den Erfolg.
Für tragende Implantate kommen Verfahren wie Spritzguss, Gelguss oder Mikroemulsionsmethoden zum Einsatz. Damit lassen sich sehr hohe Dichten erreichen, typischerweise über 97 bis 99 % der theoretischen Dichte, bei gleichzeitig geringer Porosität. Gezielt ausgewählte Additive, darunter Natriumphosphate, Lithium oder teilweise stabilisiertes Zirkonoxid, können die Sinterbarkeit verbessern, Mikrohärte und Bruchzähigkeit erhöhen und die Mikrostrukturentwicklung steuern. Gleichzeitig ist Vorsicht geboten: Eine zu hohe Additivmenge oder eine ungünstige Auswahl kann Phasen erzeugen, die biokompatibel nicht unkritisch sind oder sich im Körper zu stark lösen.
Wenn eine schnelle knöcherne Integration angestrebt wird, werden keramische Strukturen mit hoher offener Porosität entwickelt. Die Poren müssen so groß sein, dass Zellen und Blutgefäße eindringen können, in der Regel im Bereich von mindestens mehreren Dutzend Mikrometern. Eine bewährte Methode ist das Stärkeverfestigungsverfahren: Stärkekörner werden mit einer Keramiksuspension vermischt und quellen beim Trocknen. Beim Sintern verbrennt die Stärke und hinterlässt definierte Poren. Über den Stärkeanteil lassen sich Porosität und Porengrößenverteilung gezielt einstellen, sodass Poren von wenigen Mikrometern bis in den Bereich mehrerer Dutzend Mikrometer erreichbar sind.
Ein weiteres Verfahren ist das Tropfengießen. Dabei werden Tropfen oder Granulate aus einer Hydroxylapatit-Suspension erzeugt, etwa durch Abtropfen in Formen oder in flüssigen Stickstoff. Nach Trocknung, Kalzinierung und Sintern entstehen poröse HA-Granulate, die sich als Füllstoffe für Knochendefekte eignen. Unabhängig vom konkreten Prozess bleibt das Ziel gleich: Die Struktur muss die Implantation und die frühe Heilungsphase mechanisch überstehen und zugleich ausreichend Porenraum für das Einwachsen von Gewebe bereitstellen.
Keramik als biomedizinisches Material – Zusammenfassung
Biokeramiken gehören zu den zentralen Biomaterialklassen in der modernen Medizin. Dazu zählen bioinerte Oxidkeramiken wie Aluminiumoxid und Zirkonoxid, resorbierbare Calciumphosphate, korallenbasierte Strukturen, mehrkomponentige Systeme mit Zink oder Eisen sowie bioaktive Gläser und Glaskeramiken. Jedes Material erfüllt eine spezifische Aufgabe: Manche sollen als stabile, langlebige Ersatzstrukturen dienen, andere sind als temporäre Gerüste gedacht, die sich kontrolliert abbauen, und wieder andere sollen eine chemisch feste Verankerung von Implantaten im Knochen ermöglichen.
Entscheidend für das Design ist das Verständnis der Wechselwirkungen zwischen chemischer Zusammensetzung, Kristallstruktur, Mikrostruktur, Fertigungsroute und Verhalten unter physiologischen Bedingungen. Moderne Implantate kombinieren daher häufig Werkstoffe und Funktionen: Metall übernimmt die Lastübertragung, bioaktive Keramik verbessert die knöcherne Anbindung, resorbierbare Gerüste unterstützen die Regeneration, und Kohlenstoffbeschichtungen werden dort eingesetzt, wo Blutverträglichkeit gefordert ist. Biokeramik ist damit längst mehr als ein „hartes Material“. Sie ist ein präzise entwickelter, funktionaler Werkstoffbaukasten für Implantologie und Gewebezüchtung, mit dem sich biologische Strukturen und Funktionen immer genauer nachbilden lassen.
