DE4411974C2 - Implantate aus Titanwerkstoffen mit beschleunigtem Einwachsen des Knochens und Verfahren zu ihrer Herstellung - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft hochdauerfeste Titanimplantate mit festhaftenden porösen Oberflächenschichten aus Titan oder einer Titanlegierung sowie ein Verfahren zu ihrer Her­ stellung.

Im Bereich der hochbelasteten Implantate wie Hüftendo­ prothesen oder Kniegelenke haben metallische Biomaterialien mit den entsprechenden geforderten mechanischen Eigen­ schaften, insbesondere einer guten Dauerfestigkeit, ihr Hauptanwendungsgebiet. Von den metallischen Biowerkstoffen sind nach heutigen Gesichtspunkten die Titanwerkstoffe die Biomaterialien der 1. Wahl, da sie den anderen metallischen Biomaterialien in ihrer Korrosionsbeständigkeit, Biokom­ patibilität, Bioadhäsion und Biofunktionalität weit über­ legen sind. Die Korrosionsbeständigkeit, Biokompatibilität und Bioadhäsion resultieren aus einer oberflächlich stets vorhandenen bioinerten Oxidschicht. Die bioinerte Verhalten der Oxidschicht ist eine Folge ihrer chemischen und physikalischen Eigenschaft. Aufgrund ihrer hohen thermody­ namischen Stabilität tritt sie nämlich weder in einer direkten organischen Reaktion mit den Proteinen des umliegenden Gewebes in Wechselwirkung, wodurch Entzündungen bzw. Allergien hervorgerufen werden könnten, noch können indirekte anorganische Reaktionen durch übermäßige Auflö­ sung von Metallionen in der Körperflüssigkeit und Transport in die Organe erfolgen. Dank einer hohen Dielektrizitäts­ konstante, die ähnlich oder sogar größer als die von Wasser ist, wird das Implantat mit der Oxidschicht von dem Knochen nicht als Fremdkörper erkannt, und der Knochen wächst in engem Kontakt zu dem Implantat. Es wurde z. B. nachgewiesen, daß er in der Lage ist, in kleinste Vertiefungen in der Implantatoberfläche (1 µm-Durchmesser) einzuwachsen. Der Vorteil bei Implantaten aus Titanwerkstoffen ist dabei darin zu sehen, daß aufgrund ihrer Biofunktionalität in diesen Bereichen der Vertiefungen eine Knochenneubildung, die sich vital (durchblutet) verhält, entsteht. Als Bio­ funktionalität kann der Quotient aus der wesentlichen mechanischen Eigenschaft (im Regelfall die Dauerfestigkeit) und dem Elastizitätsmodul definiert werden. Titanwerkstoffe haben von allen metallischen Biomaterialien mit ca. 100.000 N/mm² den niedrigsten E-Modul und damit eine hohe Biofunk­ tionalität. Der Wert der Biofunktionalität trägt der großen Bedeutung des E-Moduls Rechnung. Je niedriger er ist, desto besser werden funktionelle Lasten von Implantaten auf den Knochen übertragen. Es ist nämlich bekannt, daß bei Im­ plantaten mit niedrigem E-Modul die Kräfte bzw. Spannungen besser auf den Knochen übertragen werden, wodurch eine Knochenneubildung stimuliert wird.

Da die beschriebenen günstigen Eigenschaften der Titanwerk­ stoffe bekannt sind, versucht man diese konsequent zu nutzen. Implantate aus Titanlegierungen mit Vertiefungen bzw. Erhöhungen in oder auf der Oberfläche bieten dem Knochen die Möglichkeit des Einwachsens, so daß eine Ein­ zementierung des Implantates, die bekannterweise eine Reihe von Nachteilen besitzt, entfallen kann. Hüftprothesen aus Titanlegierungen können so zementfrei implantiert werden. Der Knochen wächst in Vertiefungen ein, wodurch als zu­ sätzlicher Effekt durch die Zerlegung der Scherspannungen am Übergang Implantat/Knochen in Normal- und Schubspannun­ gen eine bessere Verankerung erzielt wird. Idealerweise erfüllen poröse Oberflächenschichten diese Forderungen. Sie haben weiterhin den Vorteil einer noch größeren Verminde­ rung des E-Moduls in Richtung auf den E-Modul des Knochens, so daß ein nahezu isoelastisches Verhalten der Implantat­ oberfläche eingestellt werden kann. Da jedoch Titalegierun­ gen als kerbempfindlich bekannt sind, wird die Dauerfestig­ keit von Implantaten mit poröser Oberflächenschicht bei un­ sachgemäßem Aufbringen der Schicht merklich vermindert. Als Produktionsmethoden zur Erzeugung dieser Oberflächen­ schichten kommen Sintern, Plasmabeschichten oder Diffu­ sionsschweißen in Frage. Da für das Sintern bzw. Diffu­ sionsschweißen relativ hohe Temperaturen benötigt werden (üblicherweise oberhalb der α/β- bzw. α + ß/β-Übergangs- Temperatur) kann sich durch den ungünstigen β-Umwandlungs­ gefügezustand in Kombination mit der Kerbwirkung eine Ver­ minderung der Dauerfestigkeit im Vergleich zum geschmiede­ ten, glatten Werkstoff von ca. 60% einstellen. Ein gün­ stiges Verhalten wird beim Plasmabeschichten beobachtet. Die hierbei beobachtete Abnahme der Dauerfestigkeit gegen­ über dem geschmiedeten Werkstoff beträgt nur ca. 10%. Aus diesem Grund hat sich diese Beschichtungsmethode, bei der Pulver aus Titan technischer Reinheit eingesetzt wird, als Stand der Technik in der Industrie zur Erzeugung poröser Schichten durchgesetzt. Eine ausführliche Beschreibung dieses Verfahrens befindet sich in der wissenschaftlichen Informationsschrift "Die PLASMAPORE-Beschichtung für die zementlose Verankerung von Gelenkendoprothesen" von Dr. W. Winkler-Gniewek, AESCULAP-Wissenschaftliche-Informa­ tion im Selbstverlag der AESCULAP AG, Tuttlingen, November 1989.

Da beim Plasmaspritzen das Substrat, in diesem Fall das Implantat, kalt bleibt, kann bei derartigem Aufbringen der Schicht prinzipiell keine gute Verbindung der porösen Schicht mit dem Implantat erwartet werden. Es fehlt die chemische Bindung bzw. die Legierungsbildung, die zwar nachträglich durch Diffusionsschweißen oder Sintern erzielt werden könnte, wodurch jedoch, wie beschrieben, die Dauer­ festigkeit stark vermindert würde. So besteht bei plasmage­ spritzten Schichten wegen Fehlens dieser chemischen Bindung oder Legierungsbildung nur eine relative Haftfestigkeit der Pulver auf dem Substrat, so daß einzelne Pulverpartikel unter Belastung leicht abgeschert werden können und im umliegenden Gewebe durch mechanische Reibeinflüsse Schädi­ gung hervorrufen können.

Die DE-A-40 32 570 offenbart Implantate, deren Oberfläche zunächst aufgerauht wird (Rauhigkeit 3 bis 8 µm). An­ schließend wird durch Glühen eine Oxidschicht gebildet, die als Haftvermittler für eine durch Plasmaspritzen aufge­ brachte 50 bis 150 µm dicke Hydroxylapatitschicht dienen soll. Diese Art Beschichtung besitzt keine zufriedenstel­ lende Dauerfestigkeit.

Die DE-C-37 23 650 betrifft ein Verfahren zum Aufsintern von Titan- oder Titan-Legierungsteilchen auf die Oberfläche von Prothesenschäften aus Titan oder Titan-Legierungen. Dazu werden Schaft bzw. Pulver mit einem Werkstoff, z. B. Kupfer, beschichtet, um ein Auftragssintern unterhalb der β/(α + β)- bzw. β/a-Umwandlungstemperatur zu erreichen. Ob­ gleich der poröse Schicht durch Aufsintern unterhalb der Umwandlungstemperatur erreicht wird, ist dieses Verfahren kompliziert, da ein zusätzlicher Verfahrensschritt für die Beschichtung des Schaftes bzw. Pulvers erforderlich ist.

Darüber hinaus ist Kupfer, das als Beschichtung aufgegeben wird, in seiner Wechselwirkung mit dem Organismus als äußerst kritisch anzusehen und gilt nicht als biokompati­ bel.

Die US-A-5 169 597 beschreibt biokompatible Titanlegierun­ gen mit hohem Anteil an β-Phase auf TiZrNb-Basis (z. B. TiZr₁₈Nb₆) mit einem niedrigen Elastizitätsmodul zur Her­ stellung von Implantaten. Die Implantate können mit einer porösen Schicht (aus Kugeln oder Draht) versehen sein. Es sollen zwar Legierungen mit hohem β-Anteil eingesetzt wer­ den, wobei eine Beschichtung unterhalb der β/(α + b)-Umwand­ lungstemperatur angestrebt wird. Das Verfahren ist jedoch kompliziert, und die aus Kugeln bestehende Schicht wird bei 1250°C weit oberhalb der β/(α + b)-Umwandlungstemperatur auf­ gesintert. Um die dadurch verschlechterten Eigenschaften wieder zu verbessern, muß eine Wärmebehandlung (Abschrecken und Auslagern) erfolgen.

Die US-A-4 784 159 beschreibt Implantate mit einer porösen Beschichtung, bestehend aus Nb, Ta, Ti oder C, die auf ein elektrisch leitendes Substrat durch Plasmaspritzen bei 300°C ohne Sintern aufgebracht wird. Diese Erfindung dient der Herstellung von Herzschrittmacherelektroden, bei denen nur eine geringe Dauerfestigkeit verlangt wird. Bei dem Verfahren wird ein reduzierendes Gas, unter anderem auch Wasserstoffgas, als Schutzgas eingesetzt, damit keine wesentliche Oxidation des elementaren Metalls oder des Metallpulvers erfolgt. Als bevorzugte reduktive Gas­ atmosphäre dient eine Mischung aus Argon und Wasserstoff. Es wird bei diesem Verfahren nicht von hydrierten Materia­ lien ausgegangen, und die Bedingungen des in dieser Druck­ schrift beschriebenden Verfahrens führen auch nicht zu­ fällig zu solchen Materialien.

Die DE-C-37 09 457 beschreibt die Beschichtung von Implan­ taten mit einer CaPO₄-Keramik. Mit einer zunächst dünnen Schicht (1 bis 2 µm) bestehend aus Tricalciumphosphat und Ti-Oxid, die aus einer HCl- bzw. HNO₃-Lösung mit Calcium­ hydrogenphosphat abgeschieden wird, wird eine Haftvermitt­ lung für eine 50 µm dicke Schicht aus CaPO₄-Keramik er­ reicht. Die 50 µm dicke Schicht wird ihrerseits aus einer Lösung (HCl mit Tricalciumphosphat) abgeschieden. Solche dicken Keramikschichten haben erhebliche Nachteile. Die können kaum Biegespannungen aufnehmen, und es kommt zu Riß­ bildungen.

Nach den im Stand der Technik bekannten Verfahren war es somit bislang nicht möglich, Implantate aus Titanwerk­ stoffen mit porösen Oberflächenschichten zur Verfügung zu stellen, die sowohl eine ausgezeichnete Dauerfestigkeit aufweisen als auch eine ausgezeichnete Haftung zwischen poröser Oberflächenschicht und Implantatgrundwerkstoff zeigen. Aufgabe der Erfindung ist es somit, Titanimplantate zur Verfügung zu stellen, die diese beiden Eigenschaften auf sich vereinigen.

Im Rahmen der vorliegenden Erfindung ist ein überraschend einfacher Weg gefunden worden, wie diese Aufgabe gelöst werden kann.

Die Erfindung betrifft Titanimplantate mit poröser Ober­ flächenschicht aus Titan oder einer Titanlegierung, die dadurch gekennzeichnet sind, daß die Dauerfestigkeit des Implantats maximal 15% geringer ist als die des glatten kerbfreien Implantatwerkstoffes und die Haftfestigkeit der porösen Schicht zum Implantat durch chemische Bindung oder Legierungsbildung erzeugt worden ist, wobei die poröse Schicht aus hydriertem Titan- bzw. Titanlegierungspulver durch Auftragssintern bei Temperaturen im Bereich von 600°C bis 900°C oder durch spritztechnologische Verfahren und anschließendem Sintern bei Temperaturen im Bereich von 600°C bis 900°C erzeugt wurde.

Die Dauerfestigkeit, auch als Biegewechselfestigkeit be­ zeichnet, wird mit Hilfe des Umlaufbiegeversuches gemäß DIN 50113 gemessen.

Es handelt sich um hochdauerfeste Titanimplantate mit fest­ haftender poröser Oberflächenschicht aus Titan oder einer Titanlegierung, die dadurch erhältlich sind, daß hydriertes Titan- bzw. Titanlegierungspulver auf den Titanimplantat­ grundkörper aufgebracht und bei einer Temperatur von vor­ zugsweise unterhalb α/β- bzw. α + β/β-Übergangstemperatur des Titans bzw. der Titanlegierung gesintert wird.

Die Erfindung betrifft auch das geschilderte Verfahren zur Herstellung der Implantate. Das hydrierte Titan- bzw. Titan­ legierungspulver wird dabei auf beliebige Weise auf den Titanimplantatgrundkörper, der aus Titan oder einer geeigneten Titanlegierung besteht, aufgebracht, wobei das Aufbringen vorzugsweise durch Auftragssintern (z. B. Masken­ verfahren) bei einer relativ niedrigen Temperatur im Bereich von 600°C bis 900°C erfolgt. Ebenfalls eignen sich Spritzverfahren (z. B. Plasmaspritzen) vorzugsweise bei Temperaturen unterhalb der Hydridzersetzungstemperatur.

Die Verbesserung der Haftfestigkeit unter Vermeidung der sonst notwendigen hohen Sinter- bzw. Diffusionsschweißtem­ peraturen und der damit verbundenen Verringerung der Dauer­ festigkeit wird erfindungsgemäß dadurch erreicht, daß als Titanpulver bzw. Titanlegierungspulver ein solches einge­ setzt wird, das sich noch im hydrierten Zustand befindet. Normalerweise wird zur Herstellung von Pulvern aus Titan bzw. Titanlegierungen das HDH-Verfahren angewandt. Bei diesem Verfahren wird der Werkstoff durch Hydrieren ver­ sprödet, so daß das Vermahlen des Werkstoffs zu Pulver gewünschter Fraktionen erleichtet wird. Anschließend wird dann im Vakuum dehydriert und ein wasserstofffreies Pulver erzeugt. Dieses Pulver dient dann zur Herstellung der po­ rösen Oberflächenschichten.

Überraschenderweise hat sich jedoch gezeigt, daß sich die Titan- bzw. Titanlegierungspulver im noch hydrierten Zu­ stand wesentlich leichter sintern lassen als die dehy­ drierten Pulver. Die Folge davon ist, daß die Pulver im hydrierten Zustand bereits weit unterhalb, vorzugsweise 100°C, insbesondere 200°C unterhalb der α/β- bzw. (α + β)/β- Umwandlungstemperatur der jeweiligen Werkstoffe versintern, wobei die erforderliche Porösität durch Wahl der Pulver­ korngröße, der Beschichtungsparameter und der entsprechen­ den Sintertemperatur und/oder -zeit eingestellt werden kann.

Das Hydrieren von Werkstoffen zum Verspröden, d. h. die erste Stufe des HDH-Verfahrens ist bekannt und in der Literatur hinreichend beschrieben. So beispielsweise in "Large-scale Production and Quality Assurance of Hydrogen Storaging (Battery)-Alloys", International Symposium an Metals Hydrogen Systems, Sweden/Uppsala, 8.-12.6.1992, oder Dr. B. Friedrich "Production of High Purity TiAl-based Powders", Plasma-Technik-Symposium, Luzern/CH 5.-7. Juni 1991, Dr. B. Friedrich/W. Kalb/R. Pechloff.

Das sich noch im hydrierten Zustand befindliche Pulver aus Titan bzw. Titanlegierung kann dann, wie schon oben er­ wähnt, beispielsweise durch Sinter- und Spritzverfahren, aufgebracht werden. Durch ein anschließendes Tieftem­ peratursintern wird die erwünschte chemische oder metal­ lische Bindung, die für eine hohe Haftfestigkeit der Pulverschicht auf dem Implantatsubstrat sorgt, erzielt.

Bei der bevorzugten Methode wird die poröse Schicht direkt durch Tieftemperatursintern aufgebracht, wobei entsprechend Fig. 1 Keramikhalbschalen benutzt werden können, die ein gewünschtes Volumen an Pulver aufnehmen, in das dann das Implantat eingebettet wird. Bei der niedrigen Sintertempe­ ratur von beispielsweise ca. 700°C tritt noch keine Wechselwirkung mit der Keramik auf. Da der Sintervorgang im Vakuum stattfindet, erfolgt gleichzeitig auch eine er­ wünschte Dehydrierung der Pulverschicht.

Im Stand der Technik ist zur Herstellung der porösen Ober­ flächenschichten auf den Implantatgrundkörpern bislang nur Titan verwendet worden. Titanlegierungen sind nicht in Betracht gezogen worden. Im Rahmen der vorliegenden Er­ findung dagegen sind Titanlegierungen zur Herstellung der porösen Oberflächenschichten bevorzugt. Durch den Einsatz von Titanlegierungen werden höhere Festigkeiten und Dauer­ festigkeiten erzielt. Titanlegierungspulver haben im porös gesinterten Zustand eine höhere Festigkeit als eine poröse Schicht aus Titan, so daß dadurch ein zusätzlicher Vorteil erzielt wird. Verwendet werden können neben Titan tech­ nischer Reinheit alle Titanlegierungen, die als biokom­ patibel gelten, wie z. B. TiAl₆V₄ oder Legierungen, die speziell für biomedizinische Zwecke entwickelt wurden (s. S. G. Steinemann, "Evaluation of Biomaterials", (Eds. G. D. Winter, J. P. L. Leray, K. de Groot), J. Willey and Sons, Chichester (1980). Titanlegierungen mit hohem β-Anteil besitzen einen geringeren E-Modul als Titan technischer Reinheit, so daß sich aufgrund des Einsatzes der Legierun­ gen als weiterer Vorteil ein dem Knochen noch ähnlicheres isoelastisches Verhalten mit verbesserter Lastübertragung und funktioneller Knochenneubildung einstellt.

Bevorzugte Beispiele für dieses Verhalten sind (α + b)- Legierungen mit hohem β-Anteil oder reine β-Legierungen. So besitzen beispielsweise hoch tantalhaltige (α + b )-Legierung­ en, etwa mit einem Gehalt von 30 Gew.-% Tantal (TiTa30), einen im Vergleich zu Titan technischer Reinheit um 20% verminderten E-Modul. Eine weitere Verminderung um ca. 20% in Richtung auf den E-Modul des Knochens ist durch eine Wärmebehandlung möglich, mit deren Hilfe in der Legierung TiTa30 ein martensitisches Gefüge eingestellt wird. Ähnliche Ergebnisse sind bei hoch niobhaltigen Legierungen, z. B. TiNb30 zu beobachten. Bevorzugt sind somit TiTa- Legierungen bzw. TiNb-Legierungen, die 30 bis 50 Gew.-% Ta bzw. Nb enthalten. Andere Titanlegierungen sind jedoch mit ähnlichem Erfolg einsetzbar, so z. B. allgemein biokom­ patible bzw. essentielle Spurenelemente enthaltende Legierungen TiX, wobei X ein β-stabilisierendes Element ist, z. B. Ta und Nb auch Mn und Fe. Mn und Fe werden in Mengen von < 10 Gew.-% in den Ti-Legierungen enthalten sein.

Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird neben der hohen Dauerfestigkeit des Implantats und der gleichzeitig guten Haftfestigkeit zwischen poröser Ober­ fläche und Implantatsubstrat zusätzlich für ein verbes­ sertes Einwachsen des Knochens, d. h. für eine verbesserte Bioadhäsion gesorgt.

Zementfrei implantierte Titanimplantate dürfen in der Anfangsphase nach der Operation für ca. 100 Tage nur gering belastet werden, um Relativbewegungen zwischen dem Knochen und dem Implantat zu vermeiden. Die ca. 100 Tage werden vom Knochen benötigt, um in engem Kontakt mit dem Implantat in oberflächliche Vertiefungen einzuwachsen und so eine mechanische Verankerung herzustellen. Es ist andererseits bekannt, daß bioaktive Substanzen, wie z. B. Hydroxylapatit, in der Lage sind, mit dem Knochen eine chemische Bindung einzugehen, die in kürzerer Zeit erfolgt. Bei Hydrox­ ylapatit handelt es sich jedoch um eine keramische Masse, die wie andere Keramiken nicht in der Lage ist, Zug­ spannungen bzw. Biegewechselspannungen, wie sie z. B. bei Hüftgelenkimplantaten auftreten, aufzunehmen. Deshalb bietet es sich an, einen Verbundwerkstoff herzustellen, bei dem der metallische Werkstoff als tragende Strukturkom­ ponente dient und eine aufgebrachte Schicht aus Hydrox­ ylapatit die Bindung mit dem Knochen erzeugt. Technisch werden solche Schichten bereits durch Plasmaspritzen von Hydroxylapatit realisiert. Diese Schichten haben technolo­ giebedingt relativ, große Dicken (50-400 µm). Diese Systeme haben jedoch verschiedene Nachteile. Zum einen bleibt das Implantat als Substrat bei dem Plasmaspritzvor­ gang kalt, so daß keine feste chemische Bindung durch Diffusion erzeugt werden kann. Eine nachträgliche Glühbe­ handlung führt zwangsläufig zu einer Rißbildung in der Hydroxylapatitschicht, da aufgrund unterschiedlicher thermischer Ausdehnungskoeffizienten Metall/Keramik- Zugspannungen im Bereich der Keramik entstehen, die zum Versagen durch Rißbildung führen. Ein weiterer Nachteil ist die verfahrensbedingte Dicke der Schicht auf der Implantat­ oberfläche. Die bei Belastung des Implantates auftretenden Biegespannungen (Zug- und Druckspannungen) haben nämlich im Randfaserbereich, wie Fig. 2 am Beispiel des Biegestabes zeigt, ihre maximalen Werte, was in der Keramik auf der Seite der Zugspannungen (z. B. laterale Seite einer Hüftend­ prothese) zum Versagen durch Rißbildung führen muß. Es hat sich jedoch gezeigt, daß diese Problematik dadurch gelöst werden kann, daß dünne Schichten aus Hydroxylapatit (einige µm) auf die beschriebene poröse isoelastische Schicht, in die der Knochen einwachsen soll, aufgebracht werden. Diese Schichten werden vorzugsweise mit Hilfe des Sol-Gel-Pro­ zesses erzeugt. Bei diesem Verfahren wird gelöstes CaO mit einem P-haltigen Alkyl PO(OR)₃ zu einem Sol gemischt, in das das Implantat getaucht wird. Bei Erwärmung kommt es unter Hydrolyse zu einer Gel-Bindung auf dem Implantat. Das so erzeugte Gel bildet nach einer Glühung bei höherer Temperatur (ca. 600-1200°C) eine Ca-Phosphatverbindung (z. B. Hydroxylapatit). Bei einem bevorzugten Beispiel wird CaO mit Trimethylphosphat (PO(OCH₃)₃) gemischt. Der Vorteil der durch den Sol-Gel-Prozeß erzeugten dünnen Schicht ist, daß auch die Innenwände der Poren mit der Ca-phosphathalti­ gen Keramik belegt werden. Die Keramik kann aber auch auf andere Weise erzeugt werden. So kann der Hydroxylapatit durch DIP-coating, Aufstreichen, Aufspritzen oder durch Elektrophorese auf die poröse Schicht aufgebracht werden, und anschließend wird dann bei Temperaturen oberhalb von 600°C und vorzugsweise im Bereich von 600°C bis 1200°C geglüht. Die Keramik hat nicht die Aufgabe, wie bei den "dicken" Schichten geschildert, Spannung aufzunehmen. Sie soll nur den Knochen zum Wachstum stimulieren, diesen in die Vertiefungen der porösen Schicht "locken" und so das Einwachsen beschleunigen, um die Zeit der geringen Bela­ stung während der ersten 100 Tage nach der Implantation abzukürzen. Dazu ist es keineswegs erforderlich, daß ein Ca : P-Verhältnis in der Keramik eingestellt wird, das reinem Hydroxylapatit entspricht. Vielmehr kann erwartet werden, daß z. B. bei höherem Wassergehalt oder z. B. bei verändertem Ca : P-Verhältnis beim Einstellen von Tricalciumphosphatge­ halten die Reaktion mit dem Knochen beschleunigt wird. Solche Variationen der Zusammensetzung können durch verschiedene Herstellungsparameter im Sol-Gel-Prozeß wie Grad oder Hydrolysierung, Höhe der Glühtemperatur oder Verhältnis CaO/PO(OR)₃ gesteuert werden.

Claims (15)

1. Titanimplantat mit poröser Oberflächenschicht aus Titan oder einer Titanlegierung, dadurch gekennzeichnet, daß die Dauerfestigkeit des Implantats maximal 15% gerin­ ger ist als die des glatten kerbfreien Implantatwerk­ stoffes und die Haftfestigkeit der porösen Schicht zum Implantat durch chemische Bindung oder Legierungsbil­ dung erzeugt wurde, wobei die poröse Schicht aus hydriertem Titan- oder Titanlegierungspulver durch Auftragssintern bei Temperaturen im Bereich von 600°C bis 900°C oder durch spritztechnologische Verfahren und anschließendem Sintern bei Temperaturen im Bereich von 600°C bis 900°C erzeugt wurde.

2. Titanimplantat nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß sich auf der porösen Schicht und in den Poren eine dünne Schicht aus einer CaPO₄-haltigen Keramik befin­ det, deren Dicke unter 10 µm, vorzugsweise 1-2 µm, be­ trägt.

3. Titanimplantat nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, daß die poröse Schicht aus einer biokompatiblen, essentielle Spurenelemente enthaltenden Legierung TiX besteht, wobei X ein β-sta­ bilisierendes Element ist, insbesondere Ta (30-50 Gew.-%), Nb (30-50 Gew.-%), Mn (< 10 Gew.-%), Fe (< 10 Gew.-%).

4. Titanimplantat nach mindestens einem der Ansprüche 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß der Tricalcium­ phosphatanteil in der CaPO₄-haltigen Keramik 0 bis 50% beträgt.

5. Titanimplantat nach Anspruch 1, dadurch erhältlich, daß hydriertes Titan- oder Titanlegierungspulver auf den Titanimplantatgrundkörper aufgebracht und bei einer Temperatur unterhalb der α/β- oder (α + β)/β-Umwandlungs­ temperatur des Titans oder der Titanlegierung gesintert wird.

6. Titanimplantat nach Anspruch 5, dadurch erhältlich, daß man eine Sintertemperatur anwendet, die etwa 100°C, vorzugsweise etwa 200°C unterhalb der α/β- oder (α + β)/β-Umwandlungstemperatur des Titans oder der Titanlegierung liegt.

7. Titanimplantat nach mindestens einem der Ansprüche 2 bis 6, dadurch erhältlich, daß man die CaPO₄-haltige Keramik mit Hilfe von Sol-Gel-Prozessen erzeugt.

8. Titanimplantat nach mindestens einem der Ansprüche 2 bis 7, dadurch erhältlich, daß zur Herstellung der CaPO₄-haltigen Keramik Hydroxylapatit durch Tauchbe­ schichtung, Aufstreichen, Aufspritzen oder durch Elektrophorese auf die poröse Schicht aufgebracht und anschließend bei Temperaturen oberhalb von 600°C und vorzugsweise im Bereich von 600°C bis 800°C geglüht wird.

9. Verfahren zur Herstellung von Titanimplantaten mit poröser Oberflächenschicht aus Titan oder einer Titan­ legierung, dadurch gekennzeichnet, daß hydriertes Titan- oder Titanlegierungspulver auf den Titanimplan­ tatgrundkörper aufgebracht und bei einer Temperatur unterhalb der α/β- oder (α + β)/β-Umwandlungstemperatur des Titans oder der Titanlegierung in einem Bereich von 600°C bis 900°C gesintert wird.

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß das hydrierte Titan- oder Titanlegierungspulver durch spritztechnologische Verfahren aufgebracht und an­ schließend in einem Temperaturbereich von 600°C bis 900°C gesintert wird.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß man eine Sintertemperatur anwendet, die etwa 100°C, vorzugsweise etwa 200°C unterhalb der α/β- oder (α + β)/β-Umwandlungstemperatur des Titans oder der Titanlegierung liegt.

12. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 9 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß zur Herstellung der porösen Schicht eine biokompatible, essentielle Spurenelemente enthaltende Legierung TiX verwendet wird, wobei X ein β-stabilisierendes Element ist, insbesondere Ta (30-50 Gew.-%), Nb (30-50 Gew.-%), Mn (< 10 Gew.-%), Fe (< 10 Gew.-%).

13. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß man auf die poröse Schicht und in deren Poren eine dünne Schicht aus einer CaPO₄- haltigen Keramik aufbringt, deren Dicke unter 10 µm, vorzugsweise 1 bis 2 µm, beträgt.

14. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 9 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß man die CaPO₄-haltige Keramikschicht mit Hilfe von Sol-Gel-Prozessen erzeugt.

15. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 9 bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß zur Herstellung der CaPO₄- haltige Keramik Hydroxylapatit durch Tauchbeschich­ tung, Aufstreichen, Aufspritzen oder durch Elektropho­ rese auf die poröse Schicht aufgebracht und anschlies­ send bei Temperaturen oberhalb von 600°C und vorzugs­ weise im Bereich von 600°C bis 800°C geglüht wird.