DE4006379A1 - Verfahren zur herstellung bioaktiver und mechanisch hoch belastbarer implantate - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung von mechanisch hochfesten und zugleich bioaktiven Implantaten für den medizinischen Gebrauch, hauptsächlich für mechanisch stark belastete Knochenersatzimplantate in der Orthopädie.

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. Bekanntgewordene bioaktive Glaskeramiken führen zu einem echten Verbund mit dem 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 Implantats mit dem natürlichen Knochen hervorrufen, wie z. B. das Bioglas® von Hench/Hench und Buscemi (DE-OS 28 18 630), (USP 41 59 358), (USP 42 34 4972)/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 Hüftgelenksendoprothese, 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 unterschiedlichste 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 Fe-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 Implantatologie unzureichend sind und eines hohen technischen Aufwands 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 (Patent DE 28 18 630 A1), um z. B. Bioglas auf in der Prothetik übliche Metalle aufzubringen, die sich wegen der relativ hohen Löslichkeit dieses Glases jedoch nicht als langzeitstabile Implantate eignen.

In weiteren Patenten von Hench und Buscemi, US 41 59 359 (1987), von Hench und Greenspan, US 41 03 002 (1987), von Heide und Pöschel, DE 28 27 529, von Brömer und Deutscher, DE 36 15 732 (1987), 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 2 47 888), 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.

Ziel der Erfindung ist es, den medizinisch erwiesenen hervorragenden Eigenschaften bestimmter Bioglaskeramiken völlig neue Einsatzgebiete zu erschließen und die bisherige unbefriedigende Situation (Lockerung der Implantate nach relativ wenigen Jahren und deshalb eine Einsatzmöglichkeit nur bei älteren Menschen) zu überwinden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, für die Herstellung bioaktiver und mechanisch hoch belastbarer medizinischer Implantate einen haftfesten, feuchtestabilen und biologisch beständigen Verbund zu gewährleisten zwischen einem für Implantate geeigneten bioinerten Metall oder einer Metall-Legierung und einer bioaktiven Glaskeramik, um auf diese Weise die guten mechanischen Eigenschaften der Metalle mit den besonderen, insbesondere bioaktiven Eigenschaften bestimmter Glas-Keramiken zu verbinden. Die Lösung dieser Aufgabe gelingt mit einem Verfahren zur Herstellung bioaktiver und mechanisch hochbelastbarer medizinischer Implantate, bestehend aus einem Metallgrundkörper aus Titanium oder einer für medizinische Anwendungen geeigneten Cobalt-Chrom-Molybdän-Legierung und einer Beschichtung aus einer hoch bioaktiven und/oder biokompatiblen Glaskeramik, erfindungsgemäß dadurch, daß in einem ersten Verfahrensschritt die gereinigte, vorzugsweise sandgestrahlte Oberfläche des Metallgrundkörpers mit einer silikatischen Schicht überzogen wird, daß danach auf diese Schicht eine bioaktive Glaskeramik, vorzugsweise 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, durch einen an sich bekannten, in einem Temperaturbereich zwischen 680 und 800°C und während einer Zeitdauer von 4 bis 10 Min. ablaufenden Sintervorgang mit dem Metallgrundkörper fest verbunden wird und daß abschließend zur Erhöhung der Kristallphasenanteile in der aufgesinterten Glaskeramikschicht eine Temperung in einem Temperaturbereich zwischen 500 und 600°C während einer Zeitdauer von 3 bis 10 Stunden erfolgt.

Die Beseitigung der bestehenden Nachteile bekannter Verfahren zur feuchtstabilen und dauerhaften Verbindung von Metall mit einer bioaktiven Phosphatglaskeramik wird also dadurch erreicht, indem vor dem Aufbrennen bzw. Aufsintern der bioaktiven Phosphatglaskeramik aus einer wäßrigen oder ein organisches Lösungsmittel enthaltenden Suspension die Metalloberfläche mit einer dünnen silikatischen Schicht überzogen wird. Mit dem Anspruch silikatische Schicht ist eine solche zu verstehen, deren Hauptbestandteil silikatische, d. h. SiO₂-artige Komponenten darstellen. Als eine notwendige Dicke für diese Schicht hat sich ein Bereich von 5 bis 100 nm als vorteilhaft erwiesen. 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 von 700°C bis 850°C als besonders geeignet erwiesen. Die Kopplung der silikatischen Schicht an das Metall wird in den erfindungsgemäßen Lösungsvarianten 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 thermisch 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 Metalls stellt, so zeigten die Versuche, daß die für prothetische Zwecke eingesetzten Metalle, wie Titan oder Legierungen auf der Basis von Chrom 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 Implantats 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 bekannten schmalen Interface-Ausbildung der Phosphat-Glaskeramik zum Knochen von ca. 10 µm ausreichende Sicherheit für eine Langzeitstabilität des Verbundimplantats garantieren. Die erfindungsgemäße Lösung einer Kopplung der silikatischen Zwischen- oder Haftvermittlerschicht 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.

Der Verbund gewinnt dann an besonderer Festigkeit, wenn eine bioaktive Glaskeramik verwendet wird, deren Ausdehnungskoeffizient dem des verwendeten Prothesematerials besonders nahe kommt. Diese Eigenschaften besitzen in besonderem Maße (z. B. im DD 2 47 888 beschriebene) bioaktive Phosphatglaskeramiken.

Bioaktive Glaskeramiken können auch auf Metallgrundkörper aufgeklebt werden, wobei die feste Haftung durch Aufbringung von SiO₂- Zwischenschichten sowie mit Hilfe weiterer Haftvermittler erreicht wird (siehe WPA 61 F/32 62 263). Der Einsatz des Implantats im biologischen Milieu erfordert eine besonders hohe Feuchtestabilität des Verbunds. Die Feuchtestabilität läßt sich besonders eindrucksvoll durch einen Kochtest des Verbunds simulieren. Dazu wurden erfindungsgemäß präparierte Verbunde zwischen einer CoCr-Legierung und einer bioaktiven Glaskeramik einem 300minütigen Kochtest unterzogen. Die gemessenen Scherfestigkeiten, entsprechend dem Ausführungsbeispiel 1, belegen die Überlegenheit der erfindungsgemäßen Lösung gegenüber der bisher bekannten Lösung.

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 8stündiges Tempern bei 560°C in eine Glaskeramik mit den Hauptkristallphasen Fluorapatit, AlPO₄-Berlinit, Eisen-Aluminiumorthophosphat und "komplexes Phosphat" (charakteristische, nur in diesen 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 2 47 888 und AlPO₄. Durch mehrstündiges Tempern bei 560°C wird der Anteil der Kristallphasen quantitativ deutlich erhöht. Während die Scherfestigkeit des so hergestellten Verbunds (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 und 780°C.

3. Die bisher in der Orthopädie verwandten Implantate aus den erwähnten Metallen, wie Bolzen zur Fixation von Knochenteilen und Kapselbandrekonstruktionen, Unterlegscheiben 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 bis 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 (7)

1. Verfahren zur Herstellung bioaktiver und mechanisch hoch belastbarer medizinischer Implantate, bestehend aus einem Metallgrundkörper, vorzugsweise aus Titanium oder einer für medizinische Anwendungen geeigneten Cobalt-Chrom-Molybdän-Legierung und einer Beschichtung aus einer hochbioaktiven und/oder biokompatiblen Glaskeramik mittels Aufbringen einer Zwischenschicht, dadurch gekennzeichnet, daß in einem ersten Verfahrensschritt die gereinigte, vorzugsweise sandgestrahlte Oberfläche des Metallgrundkörpers mit einer silikatischen Schicht überzogen wird, daß danach auf diese Schicht eine bioaktive Glaskeramik, vorzugsweise aus dem System P₂O₅-Al₂O₃-CaO-Na₂O-FeO/Fe₂O₃-F-ZrO₂-TiO₂-MnOmit linearen thermischen Ausdehnungskoeffizienten <12 · 10⁻⁶ K⁻¹ feinteilig als Suspension mit einer Korngröße <100 µm aufgebraucht, durch einen an sich bekannten, in einem Temperaturbereich zwischen 680 und 850°C und während einer Zeitdauer von 4 bis 10 Min. ablaufenden Sintervorgang mit dem Metallgrundkörper fest verbunden wird und daß abschließend zur Erhöhung der Kristallphasenanteile in der aufgesinterten Glaskeramikschicht eine Temperung in einem Temperaturbereich zwischen 500 und 600°C während einer Zeitdauer von 3 bis 10 Stunden erfolgt.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die silikatische Schicht als Hauptbestandteil zwischen 40 und 100 Masse-% SiO₂ enthält.

3. Verfahren nach Anspruch 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Dicke der silikatischen Schicht im Bereich zwischen 5 und 100 nm liegt.

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

5. Verfahren nach Anspruch 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die silikatische Schicht durch ein CVD-Verfahren hergestellt wird.

6. Verfahren nach Anspruch 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die silikatische Schicht durch ein physikalisches Verfahren, bevorzugt Sputtern oder Verdampfen, hergestellt wird.

7. Verfahren nach Anspruch 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die silikatische Schicht durch ein Sol-Gel-Verfahren hergestellt wird.