DE3007446C2 - - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Element zur Implantation in Knochengewebe, bestehend aus einem biologisch verträglichen, porösen Material, welches das Auftreten von störenden elek­ trischen Potentialdifferenzen und galvanischen Strömen im Implantationsbereich verhindert, wobei das Element eine aus Dellen bestehende Oberflächenstruktur aufweist, die Anlage­ rungspunkte für aus terminalen Collagenfasergruppen, Kohle­ hydratgruppen des Collagens und Collagenfasern mit Knochen­ mineralien bestehende Grenzzonenbildner besitzt.

Bei einem bekannten Element dieser Art (DE-PS 837 294, Fig. 8/9), bei dem allerdings die Porösität des Implantatmaterials nicht erwähnt ist, weisen die Dellen schätzungsweise einen Durchmesser in der Größenordnung von einem Millimeter auf. Wie die Praxis gezeigt hat, ist der Verbund Knochen/ Implantat hierbei gänzlich unbefriedigend.

Bei anderen bekannten Implantatelementen (Chemie-Ing.-Techn. 47. Jahrg. 1975/Nr. 8, Seiten 327 bis 333) ist die Ober­ flächenstruktur nicht von Dellen, sondern von Poren gebil­ det, die einen Durchmesser zwischen 200 und 500 µm auf­ weisen. Die offenen Poren bilden ein verzweigtes Kanalsystem, in das das Knochengewebe hineinwächst, so daß das Implantat schließlich von Knochengewebe durchwachsen ist. Wie Unter­ suchungen der Scherfestigkeit ergeben haben, ist jedoch der Verbund Knochen/Implantat noch verbesserungsfähig. Letzteres gilt auch für ein bekanntes Implantatelement mit poröser Oberflächenstruktur (US-PS 38 08 606), bei dem die Poren zu einem Drittel einen Durchmesser von 50 bis 200 µm, zu einem weiteren Drittel einen Durchmesser von 200 bis 800 µm und zum letzten Drittel einen Durchmesser von 800 bis 3500 µm aufweisen; die kleineren Poren sollen das Implantat nur am Anfang fixieren helfen, bis die mittleren und großen Poren durchwachsen sind.

Auch ist die Fachwelt der Ansicht, daß die Ausbildung von regulärem Knochengewebe in den Porenräumen eines implantier­ ten Werkstoffes nur dann vollständig abläuft, wenn die Porendurchmesser einen bestimmten minimalen Wert von bei­ spielsweise 150 µm nicht unterschreiten (DE-AS 22 42 867, Spalte 2, Zeilen 9-24). Das steht in Übereinstimmung mit den obigen Zahlenangaben.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Element der eingangs genannten Art anzugeben, welches verbesserte Eigen­ schaften hinsichtlich der Annahme des Trägerelementes, ins­ besondere eine verbesserte Haltbarkeit und ein gesundes Ein­ wachsen aufgrund seiner biologischen Qualität verspricht.

Die erfindungsgemäße Lösung dieser Aufgabe besteht darin, daß die Dellen einen Durchmesser aufweisen, der im Bereich von 10 nm bis 1000 nm liegt und kleiner ist, als es dem Zellendurchmesser des umgebenden Gewebes entspricht.

Nach bevorzugter Ausführungsform beträgt der Dellendurch­ messer 10 m bis 300 nm. Als poröses Material eignet sich Titan besonders gut. Hierbei empfiehlt es sich, Titan mit einem Sauerstoffgehalt einzusetzen, der von einer die Dellen aufweisenden Titanoxidoberfläche nach innen hin abnimmt.

Günstig ist es auch, wenn die Oberfläche des Elementes im wesentlichen aus einer feinporigen Rutilschicht besteht.

Die Erfindung geht hierbei von der Erkenntnis aus, daß eine Implantatoberfläche aus Dellen, d. h. muldenförmigen Ver­ tiefungen, deren Durchmesser um Größenordnungen kleiner als der der bisherigen Dellen und Poren ist, überraschenderweise zu einer wesentlich besseren Implantatfixierung führt. Tat­ sächlich bewirkt die Abstimmung der Dellen auf die Zellen­ größe des Gewebes ein Aufwachsen des Gewebes auf das Implan­ tat. Hierzu ist im einzelnen folgendes auszuführen:

Eine Analyse von Kiefereinpflanzungen in homo hat unerwar­ teter Weise gezeigt, daß die erzielten Operationsergebnisse merklich verbessert werden, wenn die Größe der Mikrodellen an die Größenordnung des Zellendurchmessers im umliegenden Gewebe herankommt. Die normale anwendbare Zellgröße liegt im Bereich von 1000 nm. Das biooptimale Ergebnis wird jedoch erzielt, wenn der Dellendurchmesser innerhalb des Bereiches von 10 bis 300 nm gewählt wird. Material, das für Prothesen von Verbindungsmaterial verwendet werden kann, muß daher eine mit Mikrodellen versehene Oberfläche haben. Die Ober­ fläche zwischen lebenden, einwachsenden Zellen und Zellaus­ läufern soll nämlich im Verlauf des Mineralisierungspro­ zesses, zusammen mit dem gefurchten Material und den Laminaten mit Collagenfibrilen, eine solch feste und ausgedehnte Grenzzone zu den Verbindungsmitteln bilden, daß dadurch eine verstärkte und unlösbare Verankerung im lebenden Knochen­ gewebe erzielt wird. So wird eine Lösung des Implantates aus der Grenzzone unmöglich. Bei Experimenten wurde gefunden, daß ein Bruch mit Abstand von den gebildeten Grenzzonen stattfindet.

Das Material für das Verbindungsmaterial muß also eine Oberflächenstruktur aufweisen, bei der der Durchmesser der Dellen 10 bis 1000 nm beträgt, wobei die Obergrenze von 1000 nm dem Zelldurchmesser entspricht, und bevorzugt 10 bis 300 nm, wobei die Obergrenze von 300 nm einer Querdimension eines Gewebezellenausläufers und eines Knochengewebefibrils entspricht.

Die mineralisierten Bestandteile des Knochengewebes sind insbesondere Hydroxyapatit mit einer Zusammensetzung von Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂. Diese allgemeine Formel für die kleinste übereinstimmende Moleküleinheit entspricht einer Einheits­ länge von etwa 5 bis 20 nm. Die mineralisierten Teile des Knochengewebes enthalten auch eine gewisse Menge an Mg²⁺, Na⁺ und K⁺ sowie CO₃²^2-, Cl⁻, F⁻ und Zitronensäure. Vom mineralogischen Standpunkt aus betrachtet bestätigt das die guten Erfahrungen bei der Operation von Implantaten mit einem Dellendurchmesser von 10 bis 300 nm.

Die P-Atome in PO₄^3- sind tetraedrisch angeordnet und bilden ein dreidimensionales, deformiertes Gitter, in welchem die PO₄^3--Ionen zu einem Großteil durch Wasserstoffbrückenbin­ dungen mit dem umgebenden Material mineralisierten und lebenden Gewebes, bestehend aus Proteinen und anderen Mem­ bransubstanzen, wie Kohlenhydrate, oder Fettsubstanzen, ver­ bunden sind.

Die in der Größenordnung der Zelldurchmesser liegende Ober­ grenze und die niedrigere, bevorzugte Dellendurchmesserober­ grenze entspricht den Ausmaßen der Zellausläufer und Kno­ chengewebsfibrilen mit den obigen Mineralkomponenten.

Die Bildung von neuem Knochengewebe findet von der Ober­ fläche des Knochengewebes her durch das lebende Zellsystem statt, wobei die interzelluläre Matrix aus Collagenfasern und anorganischen Komponenten besteht.

Die anorganischen Komponenten im resultierenden Knochen machen ²/₃ seines Gewichts aus. Davon macht Kalziumphosphat 85% und Kalziumcarbonat etwa 10% aus. Die Collagenfasern tragen stark zur Festigkeit und Elastizität des Knochenge­ webes bei. Alle Knochenzellen sind vom selben Grundtyp und machen, entsprechend dem Mineralisierungsausmaß, Verände­ rungen von Osteoblasten über Osteocyten zu Osteoklasten durch. Osteoklasten variieren in ihrer Erscheinung von quaderförmiger bis pyramidenförmiger Gestalt und sind in kontinuierlichen Schichten orientiert. Das Zellplasma ist gekennzeichnet durch die Gegenwart von Ribonukleoprotein, welches Proteinkomponenten für die Knochenmatrix syntheti­ siert. Die Osteoblasten enthalten das Enyzm alkalische Phosphatase, welches nicht nur die Matrix bildet, sondern auch für den Mineralisierungsprozeß verantwortlich ist. Die Osteoblasten werden dadurch in Osteocyten, nämlich voll entwickelte Knochenzellen, im Rahmen der Knochenmatrix über­ geführt. Das Zellplasma der Osteoblasten enthält Fett, eine gewisse Menge an Glycogen und feine Körnchen. Ein direkter Kontakt zwischen benachbarten Osteoblasten erfolgt während des Knochenbildungsprozesses. Der Prozeß konserviert ein hochenwickeltes Kanalsystem für den Austausch von Meta­ boliten zwischen den Knochenzellen und dem Gefäßbett (dem Blutkreislauf).

Die Osteoklasten sind ein Knochenzelltyp mit stark unter­ schiedlichen Größen, welcher in der Knochenoberfläche gefun­ den werden kann und aus sogenannten Zellhaufen, Riesenzellen mit mehreren Kernen, bestehen. Das umliegende Knochengewebe erscheint oft, als wäre es teilweise entmineralisiert, und es wird daher angenommen, daß dieser Zelltypus eine Phase in der Knochenresorption während der Wiederaufbauphase dar­ stellt.

In der Knochenmatrix werden die Osteocollagenfasern mittels einer im wesentlichen aus Mucopolysacchariden (Chondroitin­ sulfat) bestehenden Zementsubstanzen zusammengehalten. Die Mineralsubstanzen des Knochens sind in ihrem Vorkommen ausschließlich auf den Zement zwischen den Fasern beschränkt und bestehen im wesentlichen aus Kalziumphosphatkristallen des Hydroxyapatitkristalltyps in Form von hochdichten Teil­ chen, die senkrecht zu den Osteocollagenfasern angeordnet sind. Die Knochenmatrix ist in Laminatform angeordnet, wobei die Plättchen eine Dicke von 3 bis 7 µm haben. Die Collagenfasern haben Querrillen in einem wiederkehrenden Abstand von 68 mm zwischen den Fasern. Das bestätigt die Richtigkeit der Anwendung des Materialsubstitutes, welches als Trägerelement oder Ersatz für verletztes Gewebe auszu­ wählen ist.

Die angewendeten mechanischen bzw. metallurgischen Produk­ tionsverfahren sollten derart sein, daß sowohl die Anzahl an Mikrodellen als auch der Dellendurchmesser im verwendeten Material sogar eine möglichst große Gesamteinwachsoberfläche zwischen Implantat und neu geformten Gewebe ergeben. Es wurde auch als vorteilhaft befunden, das Implantat mit großen Durchlöcherungen zu versehen, damit das Knochengewebe durchwachsen kann.

Weiter sollen die Verbindungsmittel aus biologisch fehler­ freiem Material hergestellt werden, welches nicht zu uner­ wünschten Unterschieden im elektrischen Potential oder zu galvanischen Strömen in der Implantationsgegend führen kann. Es wurde gefunden, daß bestimmte Materialien, wie Titan, Titanlegierung, keramisches Material oder mit keramischem Material bedecktes Metall eine akzeptable biologische In­ tegration gewährleisten.

Von den verschiedenen Materialien, die als Ausgangsmateria­ lien für optimal integrierbare Verbindungsmittel gewählt werden können, wird angenommen, daß Titan wegen seiner Nähe zu Ca im Periodensystem und wegen seiner chemischen Trägheit ein äußerst geeignetes Basismaterial, sowohl als Befesti­ gungsmittel und Prothese, als auch als Ersatz für weiches Gewebe darstellt. Experimente haben gezeigt, daß kein Titan aus unlegiertem, in verschiedenen Gewebetypen operativ ein­ gepflanzten Titan in das umliegende Gewebe eingedrungen ist.

Das für Osteointegration zu verwendende Titanmaterial sollte vorzugsweise vollkommen unlegiert sein, zumindest in der Grenzzone zwischen lebendem Gewebe und implantiertem Titan.

Die Bedeutung der Oberflächenstruktur des Titanmaterials ist oben hervorgehoben, und bei Titan wird die Oberflächenstruk­ tur durch Einkerben der Oberfläche mit einer Schneidege­ schwindigkeit von weniger als 20 m/min unter Luft- oder anderer Sauerstoffgaskühlung, wie O₂- oder stabilisierter Wasserstoffsuperoxidkühlung, bewirkt. Die Schneidgeschwin­ digkeit wird niedrig gehalten, um dem Prozeß genügend Zeit für die Oxidierung des Arbeitsstückes zu geben. Die Oxidie­ rung umfaßt die Bildung von Titanoxiden, die wegen ihrer mineralogischen Eigenschaften die Bildung einer biologisch geeigneten Oberflächenstruktur des Mikrodellentyps (Mond­ oberflächentyps) fördern.

Selbstverständlich kann die Oberfläche auch auf andere Weise erzeugt werden, wie durch Sintern der Metallaufdampfung unter Inertgas. Die wirtschaftlichste Methode scheint jedoch die Herstellung mit einem Schneidwerkzeug zu sein. Die Ober­ fläche kann auch nur mit anderen biologischen, negativ ge­ ladenen Ionen, wie Phosphaten (Phosphatieren), Phosphaten + O₂ und anderen Kombinationen mit kleinen Sulphat-, Fluorid-, Chloridmengen und einer gewissen basischen Karbo­ nisierung, keramisiert werden.

Bei Lagerung nimmt Titan (und auch niedriglegiertes Titan nach Bearbeitung) rasch eine oxidierte Oberfläche an, die einer kristallisierten Oberfläche von Rutil, TiO, gleich­ kommt, worauf der Sauerstoffgehalt des Titans von der Ober­ flächenschicht nach innen sinkt, bis der Sauerstoffgehalt einen Wert von 0 erreicht.

Der deformierte Knochenapatit tendiert zur Bildung von star­ ken Bindungen über seine monoklin und tetraedrisch (hexago­ nal) facettierte Struktur mit dem feinporigen Rutilüberzug des Titanmaterials, da das kubische Gitter des Rutils und das hexagonale Gitter des Knochenapatits hervorragend zu­ sammenpassen.

Die experimentelle Erfahrung bestätigt die Notwendigkeit einer solchen mit Mikrodellen versehenen Oberfläche auf dem Knochenersatzmaterial, wobei in dem Dellennetz der Dellen­ durchmesser so klein zu sein hat, daß dreidimensionale Ablagerungspunkte für a) terminale Collagenfasergruppen, b) Kohlenhydratgruppen des Collagens und c) Collagenfasern mit Knochenmineralien gebildet werden, während gleichzeitig kovalente Bindung und intermolekulare Bindekräfte in einem Netz bzw. Raummuster entstehen, welches so eng wie möglich ist (5 bis 500 nm). Die Voraussetzungen für eine dauerhafte Bindung zwischen lebendem Gewebe und einem Ersatz für lebendes Gewebe beruhen auf dem entsprechenden Wissen, das über das Collagenfasersystem der verschiedenen Gewebetypen mit darüber verteilten, auf die biologische Funktion jedes Gewebes spezialisierten Mineralien gesammelt wurde.

Aus obigem geht klar hervor, welche biologischen Erforder­ nisse in Hinblick auf die Errichtung einer Grenzzone zwischen lebendem Gewebe und Implantat, welche so fest wie möglich verankert ist, erfüllt werden müssen.

Nach vielen Jahren experimenteller Arbeit wurden starke Verbindungen mit auf verschiedene Weise hergestellten Mate­ rialien erzielt, wobei die Oberfläche des Verbindungsmittels durch Riefelung und Gewindebohrung desselben so gestaltet ist, daß ein verstärkter Oberflächenkontakt besteht.

Durch sorgfältiges Gewindebohren am Befestigungsmaterial wird eine gesunde und kräftige Knochenoberfläche mit exakter anatomischer Hilfsübereinstimmung mit der Implantatober­ fläche erhalten, was eine kontrollierte Verdichtung des Knochengewebes liefert. Die Erfahrung zeigt, daß ein sorg­ fältiges Gewindeschneiden an Bohrlöchern im Knochengewebe und am korrespondierenden Implantat unter Verwendung von Schneidwerkzeugen aus Titan, die mit geringer Drehzahl ar­ beiten, die beste Dichtung und eine weitaus optimierte und erhöhte Haftung und Heilungsoberfläche zwischen dem Implan­ tat und dem für die Operation vorbereiteten lebenden Gewebe liefert, ohne Schnitte im Gewebe zu verursachen, beispiels­ weise durch Metallteilchen, die von anderen, schneller arbeitenden Werkzeugen verursacht werden können.

Claims (5)

1. Element zur Implantation in Knochengewebe, bestehend aus einem biologisch verträglichen, porösen Material, welches das Auftreten von störenden elektrischen Potentialdiffe­ renzen und galvanischen Strömen im Implantationsbereich ver­ hindert, wobei das Element eine aus Dellen bestehende Ober­ flächenstruktur aufweist, die Anlagerungspunkte für aus terminalen Collagenfasergruppen, Kohlehydratgruppen des Collagens und Collagenfasern mit Knochenmineralien be­ stehende Grenzzonenbildner besitzt, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die Dellen einen Durchmesser aufweisen, der im Bereich von 10 nm bis 1000 nm liegt und kleiner ist, als es dem Zellendurchmesser des umgebenden Gewebes entspricht.

2. Element nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Dellendurchmesser 10 nm bis 300 nm beträgt.

3. Element nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß das poröse Material aus Titan besteht.

4. Element nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß das Material aus Titan mit einem Sauerstoffgehalt besteht, der von einer die Dellen aufweisenden Titanoxidoberfläche nach innen hin abnimmt.

5. Element nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Oberfläche des Elementes aus einer feinporigen Rutilschicht besteht.