DE102010055175A1

DE102010055175A1 - Verfahren zum Herstellen eines medizinischen Implantats und medizinisches Implantat

Info

Publication number: DE102010055175A1
Application number: DE102010055175A
Authority: DE
Inventors: Heiko Specht; Andreas Reisinger; Goran Pavlovic
Original assignee: Heraeus Precious Metals GmbH and Co KG
Current assignee: Heraeus Deutschland GmbH and Co KG
Priority date: 2010-12-20
Filing date: 2010-12-20
Publication date: 2012-06-21
Anticipated expiration: 2030-12-21
Also published as: US20120158110A1; DE102010055175B4; US20150151115A1; US9855420B2; US8951464B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein medizinisches Implantat (7), insbesondere implantierbare Stimulationselektrode (7), mit einem dichten Substrat (8) und einem porösen Kontaktierungsbereich (9). Die Erfindung betrifft ferner einen Lead eines Herzschrittmachers mit einer implantierbaren Stimulationselektrode (7) sowie ein Verfahren zum Herstellen eines medizinischen Implantats (7), insbesondere einer implantierbaren Stimulationselektrode (7). Das erfindungsgemäße medizinische Implantat (7) zeichnet sich dadurch aus, dass das Implantat (7) einen gesinterten Körper mit gradierter Porosität aufweist.

Description

Die Erfindung betrifft ein medizinisches Implantat, insbesondere implantierbare Stimulationselektrode, mit einem dichten Substrat und einem porösen Kontaktierungsbereich. Die Erfindung betrifft ferner einen Lead eines Herzschrittmachers mit einer implantierbaren Stimulationselektrode sowie ein Verfahren zum Herstellen eines medizinischen Implantats, insbesondere einer implantierbaren Stimulationselektrode.
Medizinische Implantate verschiedener Art müssen im Allgemeinen mehrere Anforderungen erfüllen. Sie müssen biokompatibel sein und gut in umliegendes Körpergewebe integriert werden. Weitere Erfordernisse hängen mit der Natur bzw. der Art des medizinischen Implantats zusammen. So müssen Prothesen, beispielsweise Gelenkprothesen, eine hohe Festigkeit aufweisen. Implantierbare Stimulationselektroden von Herzschrittmachern, die in das Herz implantiert werden, müssen eine gute elektrische Leitfähigkeit und niedrige Impedanz aufweisen, um Stimulationsimpulse effektiv an das zu stimulierende Herzgewebe zu übermitteln, ohne die Batterie des Herzschrittmachers dabei zu stark zu belasten und vorzeitig zu erschöpfen. Sie müssen auch eine niedrige Eingangsimpedanz aufweisen, um sensitiv auf die elektrischen Signale aus dem Herzen zu sein, die vom Herzschrittmacher überwacht werden und auf deren Irregularitäten oder Ausbleiben er mit elektrischen Stimulationsimpulsen reagiert.
Um diese verschiedenen Anforderungen miteinander in Einklang zu bringen, weisen Gelenkprothesen in einigen Fällen einen stabilen Kern auf, der abschnittsweise mit einem porösen Material umgeben ist. Dieses wird beispielsweise gemäß US 4 612 160 A dadurch erzeugt, dass ein Abschnitt einer Prothese mit glatter Oberfläche mit einer angesinterten Schicht von Sinterpartikeln versehen wird. Die dadurch erzeugte unregelmäßige und poröse Oberflächenstruktur fördert das Einwachsen der Prothesen in einen Knochen, indem Knochengewebe in die Poren einwächst.
Bei implantierbaren Stimulationselektroden wird üblicherweise ein Substrat, das den Kern der Stimulationselektrode bildet, aus einem massiven Stück Metall gefräst oder maschinell gedreht, beispielsweise aus Platin oder einer Platin-Iridium-Legierung (PtIr). Auf das massive und polierte Substrat wird anschließend eine poröse Struktur aus einem ähnlichen oder demselben biokompatiblen Material aufgesintert. Dieser Herstellungsprozess erfordert mehrere einzelne Arbeitsschritte. Dies betrifft insbesondere das Herstellen des Substrats bzw. des Formkörpers, auf den die poröse Struktur anschließend aufgesintert wird, sowie gegebenenfalls das Erzeugen von Querbohrungen oder Längsschlitzen und das Entgraten nach einem Drehen.
Die entsprechenden medizinischen Implantate bzw. implantierbaren Stimulationselektroden bilden das äußerste distale Ende eines Leads eines Herzschrittmachers, der durch eine Hohlvene von einer Körpertasche, in der der Herzschrittmacher untergebracht wird, zum Herzen führt. Die Stimulationselektrode wird mit Widerhaken in der Herzwand verankert.
Nach der Implantierung der Stimulationselektrode in der Herzwand kann sich als Abwehrreaktion eine fibröse Kapsel mit einer Dicke von bis zu 3 mm um die Stimulationselektrode herum bilden, die die elektrische Ankopplung der Stimulationselektrode an das Gewebe durch Erhöhung der Ausgangs- und Eingangsimpedanz verschlechtert. Die Bildung dieser Kapsel wird gegebenenfalls durch Gabe entsprechender bekannter Wirkstoffe vermindert.
Auch die poröse Oberflächenstruktur des Kopfes der Stimulationselektrode, der einen Kontaktierungsbereich der Stimulationselektrode bildet, verringert die Abwehrreaktion und erleichtert das Einwachsen von Herzwandgewebe in die Poren der Stimulationselektrode. Dies ermöglicht einen besonders guten elektrischen Kontakt sowohl zur Applikation von Stimulationsimpulsen in die Herzwand hinein als auch für die Messung der elektrischen Felder in der Herzwand.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein schnell und kostengünstig herstellbares medizinisches Implantat sowie ein Verfahren zu dessen Herstellung anzugeben, insbesondere in Bezug auf eine implantierbare Stimulationselektrode.
Diese Aufgabe wird durch ein medizinisches Implantat, insbesondere implantierbare Stimulationselektrode, mit einem dichten Substrat und einem porösen Kontaktierungsbereich, gelöst, das dadurch weitergebildet ist, dass das Implantat einen gesinterten Körper mit gradierter Porosität aufweist.
Dem liegt der Erfindungsgedanke zugrunde, dass anstelle einer Kombination eines massiven Formkörpers, auf den eine poröse Struktur aufgesintert wird, eine gesinterte Struktur Verwendung findet. Diese weist eine gradierte Porosität mit Bereichen verschiedener Porosität auf. Eine offenporige Struktur findet sich beispielsweise an dem als Kontaktierungsbereich für Herzgewebe ausgebildeten Kopf einer Stimulationselektrode oder an der als Kontaktierungsbereich für ein Knochengewebe ausgebildeten Außenfläche eines Gelenkimplantats. Eine engporige oder verschwindend-porige Struktur ist bei dem Implantat im Bereich des Substrats vorhanden, das die mechanischen und/oder elektrischen Eigenschaften eines zuvor verwendeten gedrehten massiven Formkörpers beispielsweise einer Gelenkprothese oder eines Substrats einer Stimulationselektrode ersetzt.
Im Rahmen der Erfindung wird unter einer gradierten Porosität verstanden, dass ein stoffschlüssig zusammenhängender gesinterter Körper in verschiedenen Bereichen unterschiedliche Porositäten aufweist. Die Porosität kann sich zwischen den Bereichen unterschiedlicher Porosität stufenweise mit sehr schmalen Übergangsbereichen ändern oder in größeren Bereichen graduell.
Das gesamte Implantat kann auch einen vollständig graduellen Porositätsverlauf ohne größere Regionen mit konstanter Porosität aufweisen.
Erfindungsgemäß sind sowohl Bereiche mit großen und offenen Poren umfasst als auch Bereiche mit kleineren, fast geschlossenen oder verschwindenden Poren, und solche Bereiche, die aufgrund eines intensiven Sinterns gar keine oder nur noch wenige vollständig geschlossene Poren aufweisen, wobei die Porenstruktur derart geschlossen ist, dass die einzelnen Poren nicht miteinander verbunden sind. Diese letztgenannte Struktur wird im Rahmen der Erfindung auch als „dicht” bezeichnet, auch wenn beim Sintern nicht immer sichergestellt werden kann, dass sämtliche Poren verschwinden. Ein solches dicht gesintertes Material hat ähnliche mechanische und elektrische Eigenschaften wie ein gedrehter massiver Formkörper bzw. ein entsprechendes Substrat.
Da ein Sinterkörper mit gradierter Porosität in einem Vorgang gesintert werden kann, entfällt der aufwendige Verfahrensschritt des Herstellens und Formens oder Drehens eines Formkörpers als Substrat aus einem massiven Material. Die Form des Implantats ist durch die Sinterform vorgegeben, wobei die Form vorteilhafterweise so dimensioniert ist, dass das beim Sintern auftretende Schrumpfen kompensiert wird. Durch das Sintern sind außerdem Substrat und Kontaktierungsbereich stoffschlüssig und somit sehr gut miteinander verbunden. Die Verbindung ist wenigstens so gut wie die Verbindung eines aufgesinterten Materials auf eine glatte Oberfläche eines massiven Formkörpers, da sich die Sinterpartikel des Kontaktierungsbereiches und des Substrats in einer Grenzschicht zumindest kleinräumig etwas durchmischen.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird der Bereich eines Implantats mit hoher Porosität als Kontaktierungsbereich bezeichnet und ein Bereich mit niedriger Porosität als Substrat. Bei implantierbaren Stimulationselektroden wird dieser Bereich auch als Kopf bezeichnet. Bei Gelenkprothesen, die in einen Knochen implantiert werden, ist in dieser Nomenklatur die äußere hochporöse Schicht, die eine Verbindung mit dem Knochen eingeht, als Kontaktierungsbereich bezeichnet, während das innenliegende Substrat eine niedrige Porosität aufweist und wesentlich für die mechanische Stabilität des Implantats ist.
Vorzugsweise weist der Kontaktierungsbereich eine hohe Porosität mit wenigstens teilweise durchgängiger Porenstruktur und das Substrat keine durchgängige Porenstruktur auf. Damit ist das Substrat im Wesentlichen dicht, während der Kontaktierungsbereich das Einwachsen bzw. Kontaktieren von Gewebe verbessert.
Vorzugsweise ist das Implantat durch Co-Sintern zweier Sinterfraktionen in einer Sinterform hergestellt oder herstellbar, wobei die Sinterfraktionen aus Pulvern oder Schlickern mit Sinterpartikeln eines leitfähigen Materials bestehen, die sich in der durchschnittlichen Partikelgröße und/oder der Materialzusammensetzung bezüglich des Schmelzpunktes unterscheiden. Dieses Herstellungsverfahren ist besonders einfach, da eine gegebene Sinterform auf einfache Weise mit zwei verschiedenen Sintermaterialien in zwei Sinterfraktionen befüllbar ist. Hierbei kann es sich um Pulver oder um Schlicker handeln.
Schlicker sind im Rahmen der Erfindung Suspensionen von Partikeln eines Pulvers aus einem oder mehreren Materialien in einem flüssigen Bindemittel, üblicherweise in Wasser oder in einem organischen Bindemittel. Ein Schlicker weist eine hohe Viskosität auf und ist auf einfache Weise ohne hohen Druck formbar und dosierbar. In Bezug auf die Dosierbarkeit weist ein Schlicker einen Vorteil gegenüber einem Pulver auf, dass Flüssigkeiten einfacher zu dosieren sind als Pulver und ein Schlicker eine höhere Kohäsion aufweist als ein Pulver und somit die Schlicker der ersten Fraktion und der zweiten Fraktion einfach gegeneinander abtrennbar sind. Mit Pulvern ist auf einfachere Weise ein gradueller Verlauf der Porosität einstellbar.
Beim Sintern eines Schlickers ist darauf zu achten, dass zunächst in einem relativ niedrigen Temperaturbereich, in dem das Bindemittel verdampft, eine Zeitlang eine flache Temperaturkurve verwendet wird, um dem Bindemittel Gelegenheit zu geben, allmählich zu verdampfen, ohne dabei unter Bildung von Druckwellen auszudampfen und somit das Sintergefüge zu zerstören. Nach dem vollständigen Verdampfen des Bindemittels kann dann die gewünschte Sintertemperatur unterhalb des Schmelzpunktes des verwendeten Sintermaterials oder der verwendeten Sintermaterialien eingenommen werden.
Beim Sintern, das im Allgemeinen unterhalb der Schmelztemperatur der verwendeten Materialien, in Einzelfällen aber auch knapp oberhalb der Schmelztemperatur der niederschmelzenden Komponente eines Mehrkomponentengemischs ausgeführt wird, bilden sich aufgrund von Oberflächendiffusionsprozessen und Volumendiffusionsprozessen in den Sinterpartikeln Sinterhälse zwischen den Partikeln des Pulvers aus, die eine stoffschlüssige Verbindung der Partikel untereinander bewirken, ohne die Partikel notwendigerweise vollständig aufzuschmelzen. Gleichzeitig rücken die Partikel des Materials näher zueinander, wodurch sich die Hohlräume zwischen den Partikeln verkleinern. Dabei schrumpft das Werkstück. Dieser Prozess führt bei einem dichten gesinterten Formkörper dazu, dass eine hermetische Abdichtung des gesinterten Materials gegenüber Gasen und Flüssigkeiten erzielt wird.
Die Sinterpartikel der beiden Sinterfraktionen unterscheiden sich in ihrer Größe, ihrer Materialzusammensetzung in Bezug auf die Schmelztemperatur, oder in beidem. Beides führt dazu, dass Bereiche des Implantats mit unterschiedlicher Porosität entstehen.
Für die vorliegende Erfindung bestehen die Sinterpartikel vorzugsweise aus Pt, PtIr, TaNbW, Pd, PdIr, Au, Ti, Nb, TiNb oder die Sinterartikel umfassen diese Materialien. Bei diesen Elementen und Legierungen handelt es sich um gut sinterbare Materialien, die eine hohe Biokompatibilität aufweisen.
Vorzugsweise unterscheiden sich die durchschnittlichen Partikelgrößen in der ersten Sinterfraktion und in der zweiten Sinterfraktion um einen Faktor von mehr als 1,5, insbesondere zwischen 2 und 10, vorzugsweise zwischen 5 und 8.
Die Wahl von Sinterpartikeln in der ersten Sinterfraktion und in der zweiten Sinterfraktion mit unterschiedlichen durchschnittlichen Partikelgrößen hat den Effekt, dass die Sinterpartikel derjenigen Sinterfraktion mit der größeren Partikelgröße zu Beginn des Sinterns größere Abstände zwischen einander aufweisen. Die Hohlräume zwischen den Sinterpartikeln sind in dieser Fraktion somit größer. Während des Sinterns verkleinern sich die Hohlräume zwar, jedoch nicht so weit, dass sie sich schließen. Außerdem erfassen die Oberflächendiffusionsprozesse und Volumendiffusionsprozesse bei den großen Partikeln nicht das gesamte Volumen der Sinterpartikel, so dass diese nicht komplett aufschmelzen und nur die bekannten Sinterhälse ausbilden. So ergibt sich eine offenporige Struktur in der Sinterfraktion mit den großen Sinterpartikeln.
In der Sinterfraktion mit den kleinen Sinterpartikeln sind bereits zu Anfang des Sinterprozesses die Hohlräume zwischen den Sinterpartikeln deutlich kleiner als in der anderen Fraktion, so dass bei dem Schrumpfen der Hohlräume im Sinterprozess diese früher verschwinden. Gleichzeitig sind die Partikel gegebenenfalls so klein, dass der Oberflächendiffusionsprozess und der Volumendiffusionsprozess die kleineren Sinterpartikel gegebenenfalls vollständig umfasst, so dass sich ein Effekt wie bei einem vollständigen Aufschmelzen ergibt. Die dicht beieinander liegenden kleinen Sinterpartikel gehen somit eine großflächige Verbindung miteinander ein. Anders ausgedrückt liegt die Größe der kleinen Sinterpartikel in der zweiten Sinterfraktion in der Größenordnung der Sinterhälse zwischen ihnen, so dass die kleinen Sinterpartikel vollständig in die Sinterhälse und somit in eine dichte Struktur übergehen.
Der Sinterling wird so lang gesintert, dass in der Fraktion mit den kleinen Sinterpartikeln eine möglichst dichte Struktur entsteht, jedoch auch nur solange, dass in der Fraktion mit den größeren Sinterpartikeln eine offenporige Struktur oder eine im Wesentlichen offenporige Struktur verbleibt.
Vorzugsweise weisen die Sinterfraktionen durchschnittliche Partikelgrößen im Bereich zwischen 1 μm und 50 μm auf. So hat sich als vorteilhaft herausgestellt, dass beispielsweise die erste Sinterfraktion, die beispielsweise die Sinterfraktion für den Kontaktierungsbereich einer Stimulationselektrode ist, Partikelgrößen zwischen 30 und 45 μm aufweist und die Partikelgröße in der anderen Fraktion, die das Substrat des Implantats bildet, kleiner als 10 μm ist.
Eine Variante von eigenständigem erfinderischen Rang besteht darin, dass die gradierte Porosität dadurch erzeugt wird oder dadurch unterstützt wird, dass Materialien mit unterschiedlichen Schmelztemperaturen verwendet werden, insbesondere in Kombination mit unterschiedlichen Partikelgrößen. Bei dieser Vorgehensweise beruht der erfindungsgemäße Effekt einer gradierten Porosität des Implantats darauf, dass die verwendete Sintertemperatur näher an dem Schmelzpunkt des niederschmelzenden Materials der einen Fraktion und weiter weg von der Schmelztemperatur des höher schmelzenden Materials der anderen Sinterfraktion ist. In dem niederschmelzenden Material ist das Ausmaß der Oberflächen- und Volumendiffusion höher als in dem höher schmelzenden Material, so dass sich in dem niederschmelzenden Material die größeren Sinterhälse ausbilden und die Hohlräume zwischen den Sinterpartikeln schneller schrumpfen als in dem höher schmelzenden Material. Dies kann mit einer unterschiedlichen Partikelgröße kombiniert werden, um den Effekt entweder zu verstärken oder abzuschwächen. Letzteres ist beispielsweise der Fall, wenn eine Sinterfraktion höherschmelzende kleinere Sinterpartikel aufweist und die andere Sinterfraktion niederschmelzende größere Sinterpartikel. So können Verläufe oder Stufen der Porosität durch geeignete Wahl oder Kombination der Merkmale der Sinterpartikel fein eingestellt werden.
Vorzugsweise unterscheiden sich die Schmelzpunkte des in der ersten Sinterfraktion verwendeten Materials und des in der zweiten Sinterfraktion verwendeten Materials um mehr als 10°C, insbesondere um mehr als 30°C.
Das Substrat weist vorzugsweise ein Außengewinde für ein Lead auf, auf das das Lead aufgewickelt werden kann.
Die der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe wird auch durch ein Lead eines Herzschrittmachers mit einer erfindungsgemäßen wie vorstehend beschriebenen implantierbaren Stimulationselektrode gelöst, wobei das Lead das Substrat der Stimulationselektrode kontaktiert, insbesondere durch Umwickeln und/oder durch Schweiß- oder Lötstellen.
Die der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe wird auch durch ein Verfahren zum Herstellen eines medizinischen Implantats, insbesondere einer implantierbaren Stimulationselektrode, die insbesondere erfindungsgemäß wie vorstehend beschrieben ausgebildet ist, gelöst, umfassend die Verfahrensschritte:

– teilweise Füllen einer Sinterform für das medizinische Implantat mit einer ersten Sinterfraktion aus einem Pulver oder Schlicker mit Sinterpartikeln eines elektrisch leitfähigen Materials, so dass ein ungefüllter Raum in der Sinterform verbleibt,
– wenigstens teilweise Füllen des verbleibenden Raums der Sinterform mit einer zweiten Sinterfraktion aus einem Pulver oder Schlicker mit Sinterpartikeln eines leitfähigen Materials, die sich von den Sinterpartikeln der ersten Sinterfraktion in der durchschnittlichen Partikelgröße und/oder der Materialzusammensetzung bezüglich des Schmelzpunktes unterscheiden,
– Erzeugen eines medizinischen Implantats mit gradierter Porosität durch Co-Sintern der beiden Sinterfraktionen in der Sinterform.

Jeder der beschriebenen Verfahrensschritte ist wesentlich einfacher und weniger zeitaufwendig und kostenaufwendig als das bislang verwendete Herstellungsverfahren, bei dem ein massiver Formkörper als Substrat gedreht wurde. Die Form der Stimulationselektrode ist gut kontrollierbar, ebenfalls die Porosität und die Dichte von Kontaktierungsbereich und Substrat. Dies gilt in gleicher Weise auch für andere medizinische Implantate, insbesondere implantierbare Gelenkprothesen.
Um einen Zusammenhalt der ersten Sinterfraktion zu befördern, ist in einer vorteilhaften Weiterbildung vorgesehen, dass die erste Sinterfraktion in der Sinterform vorgesintert oder angesintert wird, bevor der verbleibende Raum der Sinterform mit der zweiten Sinterfraktion gefüllt wird. Dabei kann es sich in diesem Fall bei der ersten Sinterfraktion beispielsweise um das Substrat handeln, das miteinander verfügt wird, bevor das poröse Kontaktierungsbereichsmaterial als zweite Sinterfraktion in die Form gefüllt wird. Umgekehrt kann auch der Kontaktierungsbereich vorgesintert werden.
Vorzugsweise wird aus einer Sinterfraktion ein Teil des Implantats mit hoher Porosität und aus der anderen Sinterfraktion ein dichter Teil des Implantats mit geringer oder verschwindender Porosität erzeugt. Hierbei handelt es sich dann insbesondere um den Kontaktierungsbereich und das Substrat des Implantats.
Vorzugsweise bestehen die Sinterpartikel der Sinterfraktionen aus Pt, PtIr, TaNbW, Pd, PdIr, Au, Ti, Nb, TiNb oder Legierungen daraus oder umfassen diese Materialien.
Ebenfalls vorzugsweise unterscheiden sich die durchschnittlichen Partikelgrößen in der ersten Sinterfraktion und in der zweiten Sinterfraktion um einen Faktor von mehr als 1,5, insbesondere zwischen 2 und 5. Die Partikel der Sinterfraktionen weisen vorteilhafterweise durchschnittliche Partikelgrößen im Bereich zwischen 10 μm und 50 μm auf.
Die Schmelzpunkte des in der ersten Sinterfraktion verwendeten Materials und des in der zweiten Sinterfraktion verwendeten Materials unterscheiden sich vorzugsweise um mehr als 10°C, insbesondere um mehr als 30°C.
Vorteilhafterweise ist die Sinterform im Bereich für den Kontaktierungsbereich und im Bereich des Substrats jeweils entsprechend den unterschiedlichen Schrumpfungen der Sinterfraktionen beim Sintern größer dimensioniert als das fertige medizinische Implantat.
Die zu den verschiedenen Erfindungsgegenständen, also zum medizinischen Implantat, zum Lead und zum Verfahren zum Herstellen eines medizinischen Implantats, genannten Merkmale, Eigenschaften und Vorteile gelten ohne Einschränkung auch für die jeweils anderen Erfindungsgegenstände, auf die sie ausdrücklich auch bezogen sind.
Die Erfindung wird nachstehend ohne Beschränkung des allgemeinen Erfindungsgedankens anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben, wobei bezüglich aller im Text nicht näher erläuterten erfindungsgemäßen Einzelheiten ausdrücklich auf die Zeichnungen verwiesen wird. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Verfahrens,
2 ein Phasendiagramm des PT-IR-Systems und
3 mikroskopische Aufnahmen eines Formkörpers mit gradierter Porosität.
In den folgenden Figuren sind jeweils gleiche oder gleichartige Elemente bzw. entsprechende Teile mit denselben Bezugsziffern versehen, so dass von einer entsprechenden erneuten Vorstellung abgesehen wird.
In den 1a) bis 1e) sind die wesentlichen Verfahrensschritte des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Herstellen eines medizinischen Implantats, in diesem Falle einer implantierbaren Stimulationselektrode, schematisch dargestellt. Dabei ist jeweils eine Sinterform 1 im Querschnitt dargestellt, die aus einer Kopfform 2 für den Kontaktierungsbereich und einer Substratform 3 besteht. Mit der Kopfform 2 und der Substratform 3 ergibt sich ein Hohlraum, der eine pilzähnliche Struktur hat, wobei der Kopf gegenüber dem Stamm verbreitert ist. Der Stamm kann später durch ein Lead kontaktiert werden. Die Kopfform 2 und die Substratform 3 sind entlang einer gestrichelten Linie trennbar, um ein fertiges Implantat 7 aus der Form nach dem Herstellen entnehmen zu können.
In 1b) ist ein erster Verfahrensschritt dargestellt, worin ein Pulver oder Schlicker einer ersten Sinterfraktion 5 mit großen Sinterpartikeln in die Kopfform 2 eingefüllt wird. Diese erste Sinterfraktion 5 wird später die biokompatible und das Einwachsen von Gewebe fördernde Oberfläche einer implantierbaren Stimulationselektrode für einen Herzschrittmacher bilden. In einem zweiten Verfahrensschritt wird in 1c) der verbleibende Raum in der Sinterform 1 oberhalb der ersten Sinterfraktion 5 mit einem Pulver oder Schlicker einer zweiten Sinterfraktion 6 aufgefüllt. Diese besteht aus kleineren Sinterpartikeln als diejenigen der ersten Sinterfraktion 5.
In 1d) ist dargestellt, dass die Sinterform 1 mit den Sinterfraktionen 5 und 6 inzwischen gesintert worden ist. Dies ist dadurch dargestellt, dass die Strichdicke der Pulverpartikel vergrößert worden ist und versinnbildlicht das Wirken der Oberflächendiffusion und der Volumendiffusion in den Sinterpartikeln während des Sinterns, was zu einer Ausbildung von Sinterhälsen und einer Verkleinerung der Hohlräume zwischen den Sinterpartikeln führt.
Sämtliche Sinterpartikel in den Sinterfraktionen 5 und 6 sind in 1d) miteinander durch Ausbildung von Sinterhälsen verfügt worden, so dass aus der ersten Sinterfraktion 5 nunmehr ein Kopf 9 bzw. Kontaktierungsbereich geworden ist und aus der zweiten Sinterfraktion 6 ein Substrat 8. Das Substrat 8 ist dicht, d. h. seine Poren sind entweder verschwunden oder nicht miteinander verbunden, so dass sich keine durchgängige Porenstruktur mehr im Substrat 8 befindet. Der Kopf 9 ist aufgrund der Partikelgröße auch nach dem Sintern noch mit einer durchgängigen Porenstruktur versehen.
In 1e) ist dargestellt, dass inzwischen die Stimulationselektrode 7 mit ihrem dichten Substrat 8 und dem porösen Kopf 9 aus der Sinterform 1 herausgenommen worden ist. Substrat 8 und Kopf 9 der Stimulationselektrode 7 sind ebenfalls zusammen gesintert, so dass diese beiden Teile der Stimulationselektrode 7 fest miteinander verfügt sind.
In 2 ist ein Phasendiagramm des Systems aus Iridium und Platin (PtIr) dargestellt. Auf der horizontalen Achse ist der Platinanteil dieses Systems dargestellt. Auf der linken Seite liegt der Platinanteil bei 0%. Dort liegt reines Iridium vor. Auf der rechten Seite beträgt der Platinanteil 100%, so dass dort reines Platin vorliegt. Auf der vertikalen Achse ist eine Temperatur in Grad Celsius angegeben.
Das Phasendiagramm ist in drei Bereiche unterteilt, wobei oberhalb der oberen durchgezogenen Linie das Gemisch in einer flüssigen Phase (L, liquide) vorliegt. Die obere durchgezogene Linie wird auch als Liquiduskurve bezeichnet und bezeichnet die Schmelztemperatur des Gemisches für verschiedene Anteile von Platin und Iridium. Sie endet für Iridium bei dem Schmelzpunkt von Iridium bei ca. 2.447°C und bei Platin bei dem Schmelzpunkt von Platin von ca. 1.769°C.
Die gestrichelte Linie unterhalb der Liquiduskurve wird als Soliduskurve bezeichnet. Sie grenzt den mittleren Phasenbereich, in dem ein festes Gemisch aus Iridium und Platin (Ir, Pt) vorliegt, von dem flüssigen Bereich (L) oberhalb der Liquiduskurve ab. Aufgrund der unterschiedlichen Schmelzpunkte von Iridium und Platin unterscheidet sich in diesem Grenzbereich die Konzentrationen von Iridium und Platin in der festen Phase (Ir, Pt) von derjenigen in der flüssigen Phase (L), da Platin den niedrigeren Schmelzpunkt hat und sich tendenziell in der flüssigen Phase anreichert. Ein Gleichgewicht zwischen der flüssigen Phase (L) und der festen Phase (Ir, Pt) liegt somit zwischen zwei Werten vor, die auf der Liquiduskurve und der Soliduskurve mit einer horizontalen Linie bei einer gegebenen Temperatur miteinander verbunden sind. In diesem Gleichgewichtszustand zwischen den beiden Phasen ist somit Platin in der flüssigen Phase (L) stärker angereichert und Iridium in der festen Phase (Ir, Pt).
Die untere Linie in dem Phasendiagramm in 2 grenzt die Phase (Ir, Pt), in der Iridium und Platin nebeneinander vermischt vorliegen, von einem Phasenbereich (Ir) + (Pt) ab, in dem sich Iridium und Platin voneinander trennen bzw. abscheiden und jeweils eigene Domänen in dem Material ausbilden. Diese Abscheidung benötigt eine gewisse Zeit, so dass das Abkühlen des Materials schnell geschehen sollte, um das Abscheiden so gering wie möglich zu halten und so auch bei niedrigen Temperaturen, beispielsweise bei einer Körpertemperatur von 37°C, ein homogenes gemischtes Gefüge zu haben.
Anhand des Phasendiagramms in 2 ist auch erkennbar, dass die Materialien in den verschiedenen Sinterfraktionen bei dem erfindungsgemäßen Verfahren auch Materialien mit verschiedenen Anteilen eines Gemischs aus den gleichen zwei Komponenten sein können. So können beispielsweise reines Platin einerseits und eine Platin-Iridium-Legierung mit beispielsweise 10% Iridium-Anteil andererseits verwendet werden. Hier unterscheiden sich die Schmelzpunkte entsprechend der Liquiduslinie um 10 bis 20°C. Bei einer Sintertemperatur knapp unterhalb von 1.769°C, beispielsweise bei 1.750°C, ist der Schmelzpunkt des Platins dann nur ca. 20°C entfernt, während der Schmelzpunkt der Platin-Iridium(10%)-Legierung ca. 30 bis 40°C oberhalb der Sintertemperatur liegt. Entsprechend wird die Ausbildung von Sinterhälsen und die Verkleinerung von Hohlräumen in der reinen Platin-Fraktion schneller vonstattengehen als in der Legierungsfraktion.
3a) ist eine elektrodenmikroskopische Aufnahme eines gesinterten Formkörpers aus einer Platin-Iridium-Legierung mit einem Anteil von 10% Iridium, der das erfindungsgemäße Merkmal der gradierten Porosität verwirklicht. Auf der rechten Seite ist ein gesintertes Substrat 8 mit einer dichten Struktur zu erkennen, das an einer Trennfläche in einen Kopf 9 übergeht, der eine poröse Struktur aufweist. Die dichte Struktur des Substrats 8 weist noch einige Hohlräume auf, jedoch keine durchlässige Porenstruktur. Die Sinterpartikel haben sich in diesem Bereich beim Sintern weitgehend miteinander verbunden, wobei sich die Mehrzahl der Poren vollständig geschlossen hat.
Zur Herstellung wurde ein Sinterling manuell vorgepresst, wobei im Kopf 9 Sinterpartikel mit einem Durchmesser zwischen 32 μm und 40 μm, im Substrat 8 Sinterpartikel mit einem Durchmesser von weniger als 20 μm verwendet wurden. Ein Maßstab ist in der rechten unteren Ecke dargestellt. Der Balken misst eine Länge von 100 μm.
In 3b) ist eine Detailvergrößerung aus 3a) gezeigt. Die Vergrößerung ist um einen Faktor von ungefähr 2 höher als in 3a). Es ist der Übergang des Substrats 8 in den Kopf 9 dargestellt. In dem Substrat 8 hat sich eine dichte Struktur ausgebildet, die noch einzelne Hohlräume aufweist, die aber nicht miteinander verbunden sind. In einem Übergangsbereich, der mehrere Durchmesser der kleineren Sinterpartikel beträgt, haben sich die Sinterpartikel der Fraktion des Substrats 8 und der Fraktion des Kopfes 9 miteinander vermischt. Die kleineren Sinterpartikel haben sich in diesem Übergangsbereich zwischen den größeren Sinterpartikeln angeordnet.
Beim Sintern haben sich die größeren Sinterpartikel des Kopfes 9 und die kleineren Sinterpartikel des Substrats 8 miteinander verbunden. Auf diese Weise ist eine stabile, großflächige und elektrisch leitfähige Verbindung zwischen den beiden Teilen erzeugt worden.
Das in den 3a) und 3b) gezeigte Werkstück stellt einen Prototypen dar, der nach dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellt worden ist. In 3a) ist erkennbar, dass die beiden Fraktionen, die zu dem Substrat 8 und zu dem Kopf 9 geführt haben, während des Sinterprozesses unterschiedlich stark geschrumpft sind. Die ursprüngliche Form hatte einen gleichbleibenden Durchmesser. Durch die stärkere Elimination von Poren im Substrat 8 ist dieser Teil des Zylinders stärker geschrumpft als der Kopf 9. Diese unterschiedliche Schrumpfung wird dadurch aufgefangen, dass die Sinterform entsprechend dimensioniert wird, so dass beide Bereiche nach dem jeweils spezifischen Schrumpfprozess während des Sinterns die gewünschten Ausmaße aufweisen.
Die elektrische Kontaktierung des Substrats 8 an einen Lead-Draht erfolgt beispielsweise dadurch, dass der im Allgemeinen helixförmig gewundene Lead-Draht abschnittsweise um das Substrat 8 herumgewickelt wird und durch einige Schweißpunkte mit dem Substrat 8 verbunden wird.
Alle genannten Merkmale, auch die den Zeichnungen allein zu entnehmenden sowie auch einzelne Merkmale, die in Kombination mit anderen Merkmalen offenbart sind, werden allein und in Kombination als erfindungswesentlich angesehen. Erfindungsgemäße Ausführungsformen können durch einzelne Merkmale oder eine Kombination mehrerer Merkmale erfüllt sein.
Bezugszeichenliste

1: Sinterform
2: Kopfform
3: Substratform
5: erste Sinterfraktion
6: zweite Sinterfraktion
7: Stimulationselektrode
8: Substrat
9: Kontaktierungsbereich

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

US 4612160 A [0003]

Claims

Medizinisches Implantat (7), insbesondere implantierbare Stimulationselektrode (7), mit einem dichten Substrat (8) und einem porösen Kontaktierungsbereich (9), dadurch gekennzeichnet, dass das Implantat (7) einen gesinterten Körper mit gradierter Porosität aufweist.
Medizinisches Implantat (7) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Kontaktierungsbereich (9) eine hohe Porosität mit wenigstens teilweise durchgängiger Porenstruktur und das Substrat (8) keine durchgängige Porenstruktur aufweist.
Medizinisches Implantat (7) nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Implantat (7) durch Co-Sintern zweier Sinterfraktionen (5, 6) in einer Sinterform (1, 2, 3) hergestellt oder herstellbar ist, wobei die Sinterfraktionen (5, 6) aus Pulvern oder Schlickern mit Sinterpartikeln eines leitfähigen Materials bestehen, die sich in der durchschnittlichen Partikelgröße und/oder der Materialzusammensetzung bezüglich des Schmelzpunktes unterscheiden.
Medizinisches Implantat (7) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Sinterpartikel der Sinterfraktionen (5, 6) aus Pt, PtIr, TaNbW, Pd, PdIr, Au, Ti, Nb, TiNb oder Legierungen daraus bestehen oder diese umfassen.
Medizinisches Implantat (7) nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass sich die durchschnittlichen Partikelgrößen in der ersten Sinterfraktion (5) und in der zweiten Sinterfraktion (6) um einen Faktor von mehr als 1,5, insbesondere zwischen 2 und 10, besonders bevorzugt zwischen 5 und 8, unterscheiden.
Medizinisches Implantat (7) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Partikel der Sinterfraktionen (5, 6) durchschnittliche Partikelgrößen im Bereich zwischen 1 μm und 50 μm aufweisen.
Medizinisches Implantat (7) nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Schmelzpunkte des in der ersten Sinterfraktion (5) verwendeten Materials und des in der zweiten Sinterfraktion (6) verwendeten Materials um mehr als 10°C, insbesondere um mehr als 30°C, unterscheiden.
Lead eines Herzschrittmachers mit einer implantierbaren Stimulationselektrode (7) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei das Lead das Substrat (8) der Stimulationselektrode (7) kontaktiert, insbesondere durch Umwickeln und/oder durch Schweiß- oder Lötstellen.
Verfahren zum Herstellen eines medizinischen Implantats (7), insbesondere einer implantierbaren Stimulationselektrode (7), insbesondere nach einem der Ansprüche 1 bis 7, umfassend die Verfahrensschritte: – teilweise Füllen einer Sinterform (1, 2, 3) für das medizinische Implantat (7) mit einer ersten Sinterfraktion (5) aus einem Pulver oder Schlicker mit Sinterpartikeln eines elektrisch leitfähigen Materials, so dass ein ungefüllter Raum in der Sinterform (1, 2, 3) verbleibt, – wenigstens teilweise Füllen des verbleibenden Raums der Sinterform (1, 2, 3) mit einer zweiten Sinterfraktion (6) aus einem Pulver oder Schlicker mit Sinterpartikeln eines leitfähigen Materials, die sich von den Sinterpartikeln der ersten Sinterfraktion (5) in der durchschnittlichen Partikelgröße und/oder der Materialzusammensetzung bezüglich des Schmelzpunktes unterscheiden, – Erzeugen eines medizinischen Implantats (7) mit gradierter Porosität durch Co-Sintern der beiden Sinterfraktionen (5, 6) in der Sinterform (1, 2, 3).
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Sinterfraktion (5) in der Sinterform (1, 2, 3) vorgesintert oder angesintert wird, bevor der verbleibende Raum der Sinterform (1, 2, 3) mit der zweiten Sinterfraktion (6) gefüllt wird.
Verfahren nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass aus einer Sinterfraktion (5) ein Teil des Implantats (7) mit hoher Porosität und aus der anderen Sinterfraktion (6) ein dichter Teil des Implantats (7) mit geringer oder verschwindender Porosität erzeugt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11 dadurch gekennzeichnet, dass die Sinterpartikel der Sinterfraktionen (5, 6) aus Pt, PtIr, TaNbW, Pd, PdIr, Au, Ti, Nb, TiNb oder Legierungen daraus bestehen oder diese umfassen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass sich die durchschnittlichen Partikelgrößen in der ersten Sinterfraktion (5) und in der zweiten Sinterfraktion (6) um einen Faktor von mehr als 1,5, insbesondere zwischen 2 und 5, unterscheiden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Partikel der Sinterfraktionen (5, 6) durchschnittliche Partikelgrößen im Bereich zwischen 10 μm und 50 μm aufweisen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Schmelzpunkte des in der ersten Sinterfraktion (5) verwendeten Materials und des in der zweiten Sinterfraktion (6) verwendeten Materials um mehr als 10°C, insbesondere um mehr als 30°C, unterscheiden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Sinterform (1, 2, 3) im Bereich (2) für den Kontaktierungsbereich (9) und im Bereich (3) des Substrats (8) jeweils entsprechend den unterschiedlichen Schrumpfungen der Sinterfraktionen (5, 6) beim Sintern größer dimensioniert ist als das fertige medizinische Implantat (7).