DE4006379C2 - Verfahren zur Herstellung bioaktiver und mechanisch hoch belastbarer Implantate - Google Patents

Description

Die Erfindung geht aus von einem Verfahren zur Herstellung von mechanisch hochfesten und zugleich bioaktiven Implantaten für den medizinischen Gebrauch, hauptsächlich für mechanisch stark belastete Knochenersatzimplantate in der Orthopädie, wie es aus der US 4 365 356 bekannt ist.

In der Implantatologie existiert eine große Zahl unterschiedlicher Materialien mit ganz spezifischen Eigenschaften und bestimmten Einsatzgebieten, die mit Vor- und Nachteilen behaftet sind. Bio-inerte Metalle haben den Vorteil einer hohen mechanischen Festigkeit. Sie sind jedoch nicht in der Lage, eine echte Verbundosteogenese mit dem lebenden Knochen auszubilden.

Bekannt gewordene bioaktive Glaskeramiken führen zu einem echten Verbund mit Knochengewebe. Für bestimmte Einsatzgebiete, wo das Implantat sehr hohen mechanischen Belastungen bzw. Scherkräften ausgesetzt ist, konnten bisher Glaskeramiken generell aufgrund ihrer zu geringen mechanischen Stabilität nicht eingesetzt werden.

Als Materialien für mechanisch stark belastete Implantate in der Chirurgie sind Metalle deshalb bisher unentbehrlich, da nur sie über die erforderlichen Bruchzähigkeiten verfügen. Glasige bzw. keramische Materialien sind aufgrund ihrer relativ geringen Festigkeit sowie ihres ausgeprägten Sprödverhaltens auf Anwendungsfälle mit geringer mechanischer Belastung begrenzt. Sie besitzen jedoch zum Teil hervorragende Eigenschaften, die z. B. auch einen festen Verbund des Implantates mit dem natürlichen Knochen hervorrufen, wie z. B. das Bioglas® von Hench/Hench und Buscemi (DE 28 18 630 A1 ≘ US 4 234 972) oder die bioaktiven Glaskeramiken (Ceravital®, DE-AS 23 26 100) und Bioverit® (DD 219 017). Die Kombination der günstigen Eigenschaften beider Materialgruppen ist besonders für den Bereich der Hüftgelenkprothese, aber auch für andere orthopädische bzw. chirurgische Implantate erwünscht, da z. B. der in den Knochen einzubringende Metallschaft der Endoprothese sowohl bei Verwendung von sogenanntem Knochenzement als auch bei zementfreier Einbettung immer wieder zur Lockerung unter der natürlichen Belastung neigt und somit die Lebensdauer der Prothese begrenzt.

Grundsätzlich ist in der Literatur bzw. in Patenten eine Reihe von Verfahren zur Beschichtung von Metallkörpern bekannt geworden, die unterschiedliche Schichtdicken aufweisen und für unterschiedliche Zwecke eingesetzt werden. Dabei kommen im wesentlichen Techniken zur Anwendung, die im Emaillierprozeß üblich sind, aber auch Verbundtechniken über dünne metallische Zwischenschichten mit dem Ziele einer guten mechanischen Haftung. Davon abweichend werden zur Aufbringung dünner Schichten auf Metallflächen das Sinter-, das Plasma- oder auch Sputterverfahren beschrieben.

Emaillierverfahren bedienen sich einer Glaszwischenschicht, die eine teilweise chemische Bindung zwischen Sauerstoff- und Metallionen ermöglicht. Diese Zwischenschicht ist notwendig zur Überbrückung der unterschiedlichen Ausdehnungskoeffizienten der beiden zu verbindenden Materialien. Diese glasigen Zwischenschichten ermöglichen jedoch nur einen festen mechanischen Verbund zwischen Eisenmetallen oder SFE-Stählen. Für Nichteisen-Stähle, wie sie in der Prothetik erforderlich sind, konnten ausreichende Haftfestigkeiten bisher nicht erzielt werden.

Mit Hilfe des Sputterns lassen sich mechanisch relativ gut haftende, aber nur äußerst dünne Schichten im nm-Bereich auftragen, die für die Anwendung in der Implantologie unzureichend sind und eines hohen technischen Aufwandes bedürfen.

Das Plasmasprühverfahren erlaubt das Aufbringen von dünnen metallischen oder oxidkeramischen Schichten bis in nm-Bereiche. Sie sind mechanisch fest mit der Unterlage verbunden, jedoch nicht chemisch dicht, so daß Lösungen ein- und durchdringen können.

Beschrieben werden von Hench und Buscemi Tauchverfahren (DE 28 18 630 A1), um z. B. Bioglas auf in der Prothetik übliche Metalle aufzubringen, die sich wegen der relativ hohen Löslichkeit dieses Glas es jedoch nicht als langzeitstabile Implantate eignen.

In weiteren Druckschriften von Hench und Buscemi US 4 159 358 ≘ US 4 234 972
von Hench und Greenspan US 4 103 002
von Heide und Pöschel DE 28 27 529 A1
von Brömer und Deutscher DE 36 15 732 A1
werden ähnliche Verfahren beschrieben, die sich jedoch wegen der ebenfalls mangelnden Langzeitstabilität der Erzeugnisse für die implantologische Praxis nicht eignen.

Demgegenüber hat sich die maschinell bearbeitbare bioaktive Glaskeramik vom Typ Bioverit® in der implantologischen Praxis als langzeitstabil erwiesen, wobei das Interface nur ca. 6-10 µm breit wird.

Es sind bisher in der Literatur keine Verfahren zur Herstellung bioaktiver und langzeitstabiler glaskristalliner Implantate bekannt, welche gleichzeitig die geforderten hohen mechanischen Stabilitäten besitzen. Für die erste SiO₂-freie, chemisch hochresistente und bioaktive reine Phosphatglaskeramik (DD 247 888), die sich in der implantologischen Praxis als langzeitstabil erwiesen hat, ist bisher kein Verfahren bekannt, um dieser Biophosphatglaskeramik die für bestimmte Einsatzzwecke erforderliche hohe mechanische Stabilität zu verleihen. Es ist aber gerade wünschenwert, den medizinisch erwiesenen hervorragenden Eigenschaften bestimmter Bioglaskeramiken neue Einsatzgebiete zu erschließen und insbesondere die bislang unbefriedigende Situation zu überwinden, daß sich die Implantate aus Stabilitätsgründen nach relativ wenigen Einsatzjahren lockern und deshalb in der Praxis vorwiegend bei älteren Menschen zum Einsatz kommen.

Ferner ist bekannt (US 4 365 356) Verbundimplantate herzustellen, die aus einem metallischen (oder keramischen) Grundkörper und einer bioaktiven glasigen bzw. glaskeramischen Oberflächenschicht bestehen, wobei der Verbund durch eine glasige Zwischenschicht bewirkt wird. Diese Zwischenschicht umhüllt die bioaktiven Partikel weitgehend und bettet sie auf diese Weise fest ein. Da die bioaktiven Partikel aber Korngrößen von mindestens 50 oder 100 µm, und bis zu 180 oder 250 µm aufweisen, muß die Zwischenschicht für den festen Einschluß der bioaktiven Partikel eine hinreichend großen Schichtdicke besitzen. Infolge der Einbettung einzelner bioaktiver Partikel in diese Zwischenschicht entsteht keine geschlossenen bioaktive Oberfläche, sondern zwischen den eingeschlossenen Partikeln bildet die Zwischenschicht auch diejenige Oberfläche, die bei Implantation mit dem Körpergewebe in Kontakt tritt. Damit ist zum einen die Bioaktivität des Implantats herabgesetzt, da nicht die gesamte Oberfläche wirksam wird; zum anderen wird das lebende Gewebe des Implantatlagers mit einem Material in Berührung gebracht, das die Gefahr unerwünschter Nebenwirkungen in sich birgt, zumindest jedoch von zweifelhafter Biokompatibilität ist, zumal die beschriebenen Zwischengläser toxisch nicht unbedenkliches B₂O₃ enthalten.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, für die Herstellung bioaktiver und mechanisch hoch belastbarer medizinischer Implantate einen haftfesten, feuchtestabilen und biologisch beständigen Verbund zwischen einem für Implantate geeigneten bioinerten Metall oder einer Metall-Legierung und einer bioaktiven Glaskeramik zu gewährleisten, um die guten mechanischen Eigenschaften der Metalle mit den besonderen, insbesondere bioaktiven, Eigenschaften bestimmter Glaskeramiken zu kombinieren, ohne daß der Verbund die bioaktive Implantatwirkung der Glaskeramiken beeinträchtigt und/oder die Gefahr zusätzlicher Implantat-Nebenwirkungen in sich birgt.

Diese Aufgabe wird mit dem Verfahren gemäß Patentanspruch 1 gelöst.

Unter der silikatischen Schicht ist eine solche zu verstehen, deren Hauptbestandteil, insbesondere zwischen 90 und 100 Masse-%, silikatische, d. h. SiO₂-artige Komponenten darstellen. Die untere Grenze wird durch die Wirkungslosigkeit des damit zu geringen Masseanteils, die obere Grenze durch eine zunehmende mechanische Instabilität der Schichtstruktur bestimmt. Diese Schicht ist hochporös und führt, bedingt durch ihre eigenen Sintereigenschaften, zu einem festen Verbund mit der bioaktiven Phosphatglaskeramik. Für diesen Sinterprozeß haben sich Temperaturen zwischen 700°C und 850°C als besonders geeignet erwiesen.

Die Kopplung der silikatischen Schicht an das Metall wird durch eine Energiezuführung zur Metalloberfläche während des Beschichtungsprozesses erreicht. Diese erfolgt durch ein Flammenpyrolyseverfahren, wie es für Beschichtungszwecke im Dentalbereich bekannt ist, durch chemical-vapour- deposition (CVD) bei höheren Temperaturen (400°C), durch thermisch unterstützte Beschichtung über Sputter- oder Bedampfungsverfahren oder durch aus anderen Bereichen bekannte Sol-Gel-Verfahren.

Diese thermische initiierten Kopplungsmechanismen werden ergänzt durch eine mechanische Verhaftung der silikatischen Schicht auf der durch einen Sandstrahlprozeß aufgerauhten Metalloberfläche. Wenngleich die erfindungsgemäße Lösung keine prinzipielle Anforderung an die Art des verwendeten Metalles stellt, so hat sich gezeigt, daß die für prothetische Zwecke eingesetzten Metalle, wie Titan oder Legierungen auf der Basis von Chrom, Molybdän und Cobalt, sich in besonderem Maße für den Verbund Metall - bioaktive Glaskeramik mit Hilfe der erfindungsgemäßen Lösung einer haftverbessernden silikathaltigen Zwischenschicht eignen.

Bezüglich der Aufbringung einer bioaktiven Glaskeramik, welche das biomedizinische Verhalten des Implantates entscheidend bestimmt, auf die vorbehandelte Metalloberfläche, hat sich eine Phosphatglaskeramik als besonders günstig erwiesen. Das beruht im besonderen auf dem günstigen Temperatur-Viskositätsverhalten, der guten Benetzbarkeit und dem Ausdehnungsverhalten, welches an das der Metalle, insbesondere Co-Cr-Mo- Legierungen, angepaßt ist.

Das bioaktive Material braucht lediglich als alkoholische oder wäßrige Suspension auf das Metall aufgebracht, getrocknet und in einem geeigneten Temperaturintervall kurzzeitig aufgesintert zu werden, wobei die Korngröße des zuvor gemahlenen Glases bzw. der Glaskeramik im Bereich <100 µm liegen sollte. Dabei bildet sich eine dichte, fest haftende Schicht. Es ist praktisch gleichgültig, ob dabei von dem Glas oder von der Glaskeramik ausgegangen wird, da sich bei der Sinterung die gleichen Kristallphasen, besonders Apatit, bilden bzw. bestehen bleiben. Durch Nachtempern bei niedrigeren Temperaturen kann der Anteil der Kristallphasen gegenüber der Glasphase noch erhöht werden, ohne daß eine Minderung der Verbundfestigkeit eintritt.

Es lassen sich somit Schichten von 0,1 bis ca. 1,0 mm Dicke erzielen, die bei der bekann­ ten schmalen Interface-Ausbildung der Phosphat-Glaskeramik zum Knochen von ca. 10 µm ausreichende Sicherheit für eine Langzeitstabilität des Verbundimplantates garantieren.

Der Verbund der silikatischen Zwischenschicht mit der Suspension der bioaktiven Phosphatglaskeramik kann auch in der Weise modifiziert werden, daß ein vorgefertigtes Teil der bioaktiven Phosphatglaskeramik auf die silikatisch beschichtete Metalloberfläche aufgeschmolzen wird oder das Metallteil in eine Glasschmelze, aus der die bioaktive Glaskeramik gebildet werden kann, eingetaucht wird.

Die im Vergleich zu den bioaktiven Partikeln der Oberflächenschicht sehr dünne silikatische Zwischenschicht wirkt zwar im hohen Maße haftvermittelnd, bettet jedoch nicht die bioaktiven Partikel ein. Das Implantat mit einem solchen Verbund kommt somit ganzflächig durch seine bioaktive Oberflächeschicht und nicht durch die silikatische Zwischenschicht oder zumindest Teilen von dieser mit dem lebenden Gewebe eines Implantatlagers in Berührung. Auf diese Weise kann von der silikatischen Zwischenschicht auch keine, toxische oder andere unerwünschte Implantat-Nebenwirkung ausgehen.

Der Verbund gewinnt dann an besonderer Festigkeit, wenn eine bioaktive Glaskeramik verwendet wird, deren Ausdehnungskoeffizient dem des verwendeten Prothesenmaterials besonders nahe kommt. Diese Eigenschaften besitzen in besonderem Maße (z. B. im DD 247 888 beschriebene) bioaktive Phosphatglaskeramiken.

Der Einsatz des Implantates im biologischen Milieu erfordert eine besonders hohe Feuchtestabilität des Verbundes. Die Feuchtestabilität läßt sich besonders eindrucksvoll durch einen Kochtest des Verbundes simulieren. Dazu wurden erfindungsgemäß präparierte Verbunde zwischen einer CoCr-Legierung und einer bioaktiven Glaskeramik einem 300-minütigen Kochtest unterzogen. Die gemessenen Scherfestigkeiten sind im Ausführungsbeispiel 1 dargestellt.

Die Erfindung soll an folgenden Ausführungsbeispielen näher erläutert werden:

• 1. Ein Glas der Zusammensetzung (Masse-%) 53,2 P₂O₅, 9,3 Al₂O₃, 16,5 CaO, 15,1 Na₂O, 1,9 F^-, 2,1 FeO, 1,9 Fe₂O₃ wird bei 1250°C homogen geschmolzen. Ein Teil davon wird durch 8-stündiges Tempern bei 560°C in eine Glaskeramik mit den Hauptkristallphasen Fluorapatit, AlPO₄-Berlinit, Eisen-Aluminiumorthophosphat und "komplexes Phosphat" (charakteristische, nur in diesem Glaskeramiken bisher beobachtete Kristallphase) überführt. Diese Glaskeramik und ein weiterer Teil des Ausgangsglases werden zerkleinert und abgesiebt (<45 µm).
  Die beiden Pulver werden getrennt mit Isopropanol suspendiert.
  Die Oberfläche der zu beschichtenden Implantate einer Co-Cr-Legierung (Prothecast®) wird mit 250 µm Al₂O₃ gesandstrahlt und nach einer Reinigung in Essigsäureethylester mit einer Flamme in der Tetraethoxysilan pyrolysiert wird (1,5% Essigsäureethylester in die Flüssiggaskomponente eingemischt) ca. 5 s behandelt und so mit einer dünnen (<50 nm) SiO_X-Schicht bedeckt.
  Danach wird mit Hilfe eines Pinsels die Suspension der bioaktiven Glaskeramik aufgetragen.
  Diese Präparate werden in einem elektrisch beheizten Ofen gebracht und 5 Minuten bei 750°C gehalten. Dabei sintert die zuvor nur locker aufsitzende Schicht zu einem geschlossenen, festhaftenden Überzug zusammen. Die Röntgenanalyse ergibt in beiden Fällen (Ausgang von Glas bzw. Glaskeramik) neben einem relativ hohen Glasanteil die Kristallphasen Apatit, "Komplexes Phosphat" nach Patent DD 247 888 und AlPO₄. Durch mehrstündiges Tempern bei 560°C wird der Anteil der Kristallphasen quantitativ deutlich erhöht. Während die Scherfestigkeit des so hergestellten Verbundes (Scherfestigkeitsprüfung mit Hilfe eines nachfolgend aufgeklebten Metallkörpers, Stempelvorschubgeschwindigkeit 0,5 cm min^-1, Probefläche 1 × 1 cm) bei 36 Mpa liegt, erreicht der Verbund ohne die erfindungsgemäße Zwischenschicht nur 26 Mpa.
• 2. Verfahren wie im Beispiel 1, mit dem Unterschied, daß als Ausgangsmaterialien Gläser und Glaskeramiken anderer Zusammensetzungen, jedoch vom gleichen Grundtyp bzw. den gleichen Kristallphasen eingesetzt werden, z. B. (Masse-%)
  Die Sintertemperaturen werden dem Viskositätsverhalten der Ausgangsmaterialien angepaßt. Sie liegen zwischen 700°C und 780°C.
• 3. Die bisher in der Orthopädie verwandten Implantate aus den erwähnten Metallen, wie Bolzen zur Fixation von Knochenteilen und Kapselbandrekonstruktionen, Unterleg­ scheiben zur Fixation von Weichgeweben bei Rekonstruktionseingriffen, Keile für Schulteroperationen nach Eden-Hybinette, Bolzen zur Fixierung von Implantaten an der Wirbelsäule sowie der Schaft von Hüftgelenksendoprothesen werden, wie in den Beispielen 1 und 2 beschrieben, mit einer relativ dicken Schicht (0,1-0,5 mm) aus der reinen Phosphatglaskeramik umgeben.
  Das so hergestellte Implantat verhält sich bezüglich der Verbundbildung mit dem lebenden Knochen wie die reine bioaktive Phosphatglaskeramik. Die erreichte stark gesteigerte mechanische Festigkeit erweitert die Einsatzmöglichkeiten der reinen Phosphatglaskeramik jedoch ganz beträchtlich, so daß die besonders günstigen Eigenschaften auch in den beschriebenen Extremfällen genutzt werden können.

Claims (9)

1. Verfahren zur Herstellung bioaktiver und mechanisch hoch belastbarer medizinischer Implantate, bestehend aus einem Metallgrundkörper und einer Beschichtung aus einer bioaktiven Glaskeramik, bei dem die gereinigte Oberfläche des Metallgrundkörpers mit einer silikatischen Schicht überzogen wird und danach auf diese die bioaktive Glaskeramik aufgebracht sowie in einem Sintervorgang mit dem Metallgrundkörper fest verbunden wird, dadurch gekennzeichnet, daß die silikatische Schicht mit einer Schichtdicke im Bereich zwischen 5 und 100 nm aufgebracht wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die silikatische Schicht mit einem Hauptbestandteil zwischen 90 und 100 Masse-% SiO₂ aufgebracht wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die silikatische Schicht durch Flammenpyrolyse einer siliziumorganischen Verbindung hergestellt wird.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die silikatische Schicht durch ein CVD-Verfahren hergestellt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die silikatische Schicht durch Sputtern oder Bedampfen aufgebracht wird.

6. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die silikatische Schicht durch ein Sol-Gel-Verfahren hergestellt wird.

7. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß als bioaktive Glaskeramik auf die silikatische Schicht eine Glaskeramik aus dem System P₂O₅-Al₂O₃-CaO-Na₂O- FeO/Fe₂O₃-F-ZrO₂-TiO₂-MnO mit linearen thermischen Ausdehnungskoeffizienten < 12 . 10^-6 K^-1 feinteilig als Suspension mit einer Korngröße <100 µm aufgebracht wird.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Verbund der silikatischen Schicht, der bioaktiven Glaskeramik und der Oberfläche des Metallgrundkörpers durch Sintern bei Temperaturen zwischen 680°C und 850°C mit einer Zeitdauer von 4 bis 10 Minuten hergestellt wird.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß im Anschluß an das Sintern eine Nachtemperung zur Erhöhung des Kristallphasenbestandes in der bioaktiven Glaskeramik bei Temperaturen zwischen 500°C und 600°C mit einer Zeitdauer von 3 bis 10 Stunden durchgeführt wird.