DE69005219T2

DE69005219T2 - Prothese.

Info

Publication number: DE69005219T2
Application number: DE90308131T
Authority: DE
Inventors: James A Davidson
Original assignee: Smith and Nephew Richards Inc
Current assignee: Smith and Nephew Inc
Priority date: 1989-07-25
Filing date: 1990-07-25
Publication date: 1994-04-07
Anticipated expiration: 2010-07-26
Also published as: JP2998761B2; DE69005219D1; AU639468B2; JPH04144555A; AU5980790A; ES2048435T3; EP0410711A1; EP0410711B1; DK0410711T3

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf Prothesen-Einrichtungen, insbesondere in einer Hinsicht auf metallische Implantate, die solche Tragflächen haben, wie sie z. B. für orthopädische Implantate erforderlich sind. Teile dieser Prothesen stützen sich an Oberflächen ab, die hohen Abnutzungsraten unterworfen sind, z. B. der Oberschenkel-Kopf einer Hüft-Stiel-Prothese, welcher mit einer Gegen-Tragfläche in einer Hüftgelenkpfanne in Eingriff ist, die oft aus einem weicheren Material, wie z. B. ultrahochmolekularem Polyethylen, hergestellt ist.
In einer anderen Hinsicht bezieht sich die Erfindung auch auf unbelastete Flächen solcher orthopädischer Implantate, bei denen eine Barriere zwischen der metallischen Prothese und dem Körpergewebe erforderlich ist, wodurch das Freisetzen von Metallionen und Korrosion des Implantats verhindert werden.
Orthopädische Implantatmaterialien müssen hohe Festigkeit und Korrosionswiderstandsfähigkeit mit Gewebeverträglichkeit kombinieren. Die Langlebigkeit des Implantats ist von größter Bedeutung, besonders wenn der Empfänger relativ jung ist, da anzustreben ist, daß das Implantat über die gesamte Lebenszeit des Patienten funktioniert. Bestimmte Metallegierungen haben die erforderliche mechanische Festigkeit und Bioverträglichkeit und sind somit ideal für die Anfertigung von Prothesen. 316L rostfreier Stahl, Chrom-Cobalt-Molybdän-Legierungen und neuerdings Titan-Legierungen haben sich als die geeignetsten Materialien für die Anfertigung von tragenden Prothesen erwiesen.
Eine der Variablen, die eine Auswirkung auf die Langlebigkeit von tragenden Implantaten, wie z. B. Hüftgelenk-Implantaten, hat, ist die Abnutzungsgeschwindigkeit der gelenkig verbundenen Oberflächen und die Langzeiteffekte der Metallionen-Freisetzung. Eine typische Hüftgelenk-Prothese enthält einen Stiel, einen Oberschenkel-Kopf und eine Hüftgelenkpfanne, gegen die der Oberschenkel-Kopf gelenkig gelagert ist. Die Abnutzung einer oder beider gelenkig gelagerter Oberflächen führt zu einem steigenden Ausmaß von Abnutzungs-Partikeln und "Spiel" zwischen dem Oberschenkel-Kopf und der Pfanne, gegen die er gelenkig gelagert ist. Die Abnutzungs-Trümmer können zu ungünstigen Gewebereaktionen beisteuern, die zu Knochenresorption führen, so daß das Gelenk schließlich ersetzt werden muß.
Die Abnutzungsgeschwindigkeit der Oberflächen von Hüftgelenkpfanne und Oberschenkel-Kopf ist von einer Anzahl von Faktoren abhängig, welche die relative Härte und die Oberflächengüte der Materialien, die den Oberschenkel-Kopf und die Hüftgelenkpfanne bilden, den Reibungskoeffizienten zwischen den Materialien von Pfanne und Kopf, die aufgebrachte Last und die an den gelenkig gelagerten Oberflächen erzeugten Beanspruchunen einschließen. Die gebräuchlichsten Materialkombinationen, die derzeit bei der Anfertigung von Hüftgelenk-Implantaten benutzt werden, umfassen Oberschenkel-Köpfe aus Cobalt- oder Titan-Legierungen, die mit Hüftgelenkpfannen gelenkig zusammenwirken, welche mit organischem Polymer oder Composites aus solchen Polymeren ausgekleidet sind, die z. B. ultrahochmolekulares Polyethylen (UHMWPE) einschließen, sowie Oberschenkel-Köpfe aus poliertem Aluminiumoxid in Kombination mit Hüftgelenkpfannen, die mit einem organischen Polymer oder Composite ausgekleidet sind oder aus poliertem Aluminiumoxid hergestellt sind.
Von den Faktoren, die die Abnutzungsgeschwindigkeit der konventionellen Hüftgelenk-Implantate beeinflussen, sind das Gewicht des Patienten und das Ausmaß seiner Aktivitäten die wichtigsten. Zusätzlich hat sich gezeigt, daß Wärme, die durch Reibung während normalen Gebrauchs des Implantats, wie z. B. beim Gehen, erzeugt wird, ein beschleunigtes Kriechen und Abnutzen der Polyethylen-Pfanne bewirkt. Weiterhin besteht eine Wechselwirkung zwischen dem Reibungsmoment, das eine Torsionsbeanspruchung auf die Pfanne überträgt, und dem Reibungskoeffizienten zwischen dem Oberschenkel-Kopf und der Oberfläche der Hüftgelenkpfanne, mit welcher der Kopf gelenkig zusammenwirkt. Pfannentorsion ist mit Pfannen-Lockerung in Verbindung gebracht worden. Folglich gilt im allgemeinen, daß mit der erzeugten Torsion die Neigung, daß sich die Pfanne lockert, wächst. Bei keramischen Tragflächen hat sich gezeigt, daß sie wesentlich niedrigere Reibungstorsion erzeugen.
Es ist ebenfalls bemerkenswert, daß zwei der drei üblicherweise benutzten Hüftgelenk-Systeme, wie oben aufgezeigt, einen metallischen Oberschenkel-Kopf aufweisen, der mit einer UHMWPE-Auskleidung im Inneren der Gelenkpfanne gelenkig zusammenwirkt. UHMWPE ist, da es sich um ein polymeres Material handelt, bei Erwärmung für Kriechen anfälliger als die gewöhnlicherweise benutzten Metallegierungen oder Keramikmaterialien und ist folglich für Abnutzungen anfälliger als Legierungen oder Keramikmaterialien.
Es ist ebenfalls festgestellt worden, daß Metallprothesen im Körper nicht vollständig inert sind. Die chemischen Wechselwirkungen zwischen den Metallen und den Körperflüssigkeiten können einen unerwünschten Effekt sowohl auf das Implantatmaterial als auch auf biologische Wirtsumgebung haben. Das Metall korrodiert langsam und Korrosionsprodukte in Gestalt von Metallionen können in den Körper freigesetzt werden. Die Geschwindigkeit dieser Prozesse ist aufgrund der Anwesenheit einer inaktiven Oxid- oder Oxy-Hydroxid-Schicht auf der Metalloberfläche gewöhnlich niedrig genug, um die Funktion von prothetischen Elementen nicht zu beeinträchtigen. Wenn jedoch eine mechanische Störung der inaktiven Eigenschaft durch die teilweise oder totale Entfernung dieser Schutzschicht während der Gelenkbewegungen gegen z. B. UHMWPE eintreten kann, können die Korrosionsprozesse wesentlich beschleunigt werden und die resultierende Zunahme der Freisetzung von Metallionen kann sehr beachtlich sein.
Weiterhin beschleunigt das Vorhandensein von Abnutzungen an dritten Körpern (Zement- oder Knochentrümmer) diesen Prozeß, wobei Metallpartikel durch Abriebkorrosion die Reibung vergrößern können. Folglich ist die UHMWPE-Schicht im Innern der Hüftgelenkpfanne, mit der der Oberschenkel-Kopf gelenkig zusammenwirkt, in erhöhtem Ausmaß Kriecherscheinungen, Abnutzung und Torsion ausgesetzt.
Im US-Patent Nr. 4145764 wurde erkannt, daß Metallprothesen bei einer vorzüglichen mechanischen Festigkeit dazu tendieren, im Körper durch Dissoziation zu korrodieren. Die Affinität zwischen keramischen Werkstoffen und Knochengewebe wurde ebenfalls erkannt, aber es wurde festgestellt, daß Keramikprothesen gegen Schlagbeanspruchungen wenig widerstandsfähig sind. Es wurde daher vorgeschlagen, eine Metallprothese mittels Plasmaspritzen mit einem Haftmittel zu versehen, das danach mit einer porösen Keramikschicht überzogen wird, die das Einwachsen von nadelartigen Knochenfortsätzen in die Poren ermöglicht. Von dieser Kombination hieß es, sie würde sowohl die mechanische Festigkeit der Metalle und die Biokompatibilität der Keramikmaterialien aufweisen.
US-Patent Nr. 4145764 geht nicht auf die Fragen hinsichtlich Reibung oder Abnutzung der Tragflächen orthopädischer Implantate ein, sondern beschränkt sich auf die einzige Frage der Biokompatibilität von Metallprothesen. Es spricht auch nicht die Frage von Dimensionsänderungen an, die auftreten, wenn ein Überzug aufgebracht wird, oder die Wirkung dieser Dimensionsänderungen bezüglich der Festigkeit der Passung zwischen den Oberflächen einer Gelenkprothese.
Zusätzlich führt die Anbringung von Keramiküberzügen auf Metallsubstraten zu uneinheitlichen, schlecht haftenden Überzügen, die aufgrund der Unterschiede in der thermischen Ausdehnung zwischen dem Keramikmaterial und dem darunterliegenden Metallsubstrat zur Rißbildung neigen. Weiterhin sind solche Überzüge relativ dick (50-300 Mikrometer) und weil die Verbindung zwischen dem Metall und dem Keramiküberzug oft schlecht ist, besteht immer das Risiko des Abreibens oder des Lösens des keramischen Überzuges.
US-Patent Nr. 3677795 richtet sich auf die Anbringung einer Karbid-Beschichtung auf einer metallischen Prothesen-Einrichtung. Dieses Verfahren zur Herstellung der Karbid-Beschichtung erfordert, daß die Prothese in einer Reaktionskammer, durch die ein Kohlenwasserstoffgas, wie z. B. Propan oder Butan fließt, auf Temperaturen von wenigstens 1350º C erhitzt wird. Das Verfahren soll die Herstellung einer Prothesen-Einrichtung ermöglichen, die "hervorragende Kompatibilität mit dem Körpergewebe hat und nicht thromboseerzeugend ist". Die mit der Reibung, der Erhitzung, dem Kriechen und der Abnutzung der Tragflächen orthopädischer Implantate oder mit Veränderungen der mechanischen Eigenschaften des darunterliegenden Metalls, die aufgrund der Hochtemperaturbehandlung bewirkt werden, zusammenhängenden Fragen werden jedoch nicht angesprochen.
US-Patent Nr. 3643658 bezieht sich auf Titan-Implantate, die mit Titanoxid, -nitrid, -karbid oder -carbonnitrid beschichtet sind, um Korrosion und Abnutzung des Implantats zu verhindern. Diese Beschichtungen sollen auch das Titan-Implantat vor Reibverschleiß schützen. Die Beschichtungen variieren in der Dicke von 0,08 um bis etwa 0,15 um. Trotz dieser Angaben sind Titanoxide nicht so gut angebracht, nicht so dicht und anhaftend und wirken nicht als schützende Beschichtungen, um die Freisetzung von Metallionen in den Körper zu verhindern. Titanoxid bildet sich auf Titan und Titanlegierungen natürlich bei Umgebungsbedingungen. Diese Oxid-Schicht ist dünn (0,.5 - 7 um) bis zu einem Punkt, wo sie für das bloße Auge transparent und den schützenden inaktiven Oxid-Schichten ähnlich ist, die hauptsächlich aus dem Chrom-Gehalt in Cobaltlegierungen und rostfreien Stählen gebildet werden. Die Bildung dieser Art von natürlichen inaktiven Oxid-Schichten unter Umgebungsbedingungen oder Salpetersäure-Passivierungs-Bedingungen (gewöhnlich für metallische orthopädische Implantate benutzt) kann durch Bewegung und Kontakt an umgebendem Material, selbst weichen polymeren Materialien, leicht abgerieben werden. Unter diesen Bedingungen werden Metallionen in die Umgebung freigesetzt. Im Fall von Titan oder Titanlegierungen wird amorphes Titanmonoxid (TiO) bei Zimmertemperatur mit kleinen Anteilen von Ti&sub3;O&sub5; gebildet. Das Oxid wird in einer salzigen Umgebung leicht zerstört, was die Repassivierung eines amphorteren Oxids 3Ti&sub2;O&sub3;.4TiO&sub2; zur Folge hat. Die Entstehung der höheren Oxide, TiO&sub2; (Anatas) und Ti&sub2;O erfolgt bei höheren Oxidationstemperaturen. Unter Reibverschleißbedingungen (mit angrenzendem Knochen, der gegen Polyethylen und insbesondere gegen metall anleigt, wie im Fall von Knochenschrauben in Knochenplatten, etc.) bieten jedoch alle Formen normal passivierter, selbst bei Hochtemperatur (350º C) oberflächenanodisierter düner Titanoxid- Schichten, wenig, wenn überhaupt, Schutz vor Abblättern des Oxids und folgendem Reibverschleiß des Metallsubstrates. Verhältnismäßig dickere Beschichtungen, die hohe Anodisierungs- Stromdichten verwenden, beiten aufgrund der schlechten Haftung der losen pulverförmigen dünen Schichten wenig Schutz gegen Reibverschleiß. Im allgemeinen sind Titanoxid-Schichten aufgrund ihrer schlechten Festigkeit und Haftung wirkungslos gegen Bedingungen, bei denen Reibverschleiß auftritt.
Ein vollständig inertes, verschleißfestes monolithisches Keramikmaterial kann zum Eliminieren von Reibverschleiß und von Metallionen-Freisetzung ideal sein. Z. B. haben Zirkoniumdioxid (ZrO&sub2;) und Aluminiumoxid (Al&sub2;O&sub3;) sich als in hohem Maße inerte, biokompatible Implantatmaterialien herausgestellt. Diese Keramikmaterialien sind in letzter Zeit als monolithische Oberschenkelköpfe aus Aluminiumoxid oder Zirkoniumdioxid bei vollständigem Hüftersatz benutzt worden. Beide Materialien sind hat, dicht, biokompatibel und ausreichend haltbar. Von Bedeutung ist, daß die keramische Tragfläche, die mit einem ultrahochmolekularen Polyethylen (UHMWPE) gelenkig zusammenwirkt, in polierten Zusatand, nicht nur das Reibungsmoment gegen die UHMWPE-Pfanne wesentlich reduziert, sondern auch die Abnutzung des UHMWPE beträchtlich reduziert. Während der Gelenkbetätigung werden keine Metallionen oder mikrogroßen Reibverschleiß-Partikel von dem Keramikmaterial erzeugt. Folglich sind diese Keramikmaterialien gegenüber Tragflächen aus Cobalt, rostfreiem Stahl und Titanlegierungen von Vorteil. Mikrogroße metallische Reibverschleiß-Trümmer, die sich von den metallischen Tragflächen bilden, sind osteolytisch (können Knochenzellen abtöten). Monolithische Keramikmateralien sind jedoch schwierig und kostenaufwendig herzustellen, können unter extremen Stoßbeanspruchung springen (in Teile zerspringen) und haben ein relativ hohes Elastizitätsmodul. Folglich ist der Gebrauch solcher Keramikmaterialien in monolithischer Form in Oberschenkel-Komponenten für totale Knie-Prothesen nicht praktisch.
Gegenwärtig benutzte Knie-Oberschenkel-Komponenten aus Cobaltlegierung sind über viele Jahre erfolgreich verwendet worden. Es können jedoch meßbare Mengen an potentiell toxischen Metallionen und osteolytischen mikrofeinen Reibverschleiß-Trümmern erzeugt werden. Weiterhin sind das Reibungsmoment gegen die UHMWPE- Schienbein-Tragflächen und die Abnutzungsrate der UHMWPE-Oberfläche kleiner als optimal. Von einer keramischen Oberschenkel-Knie-Prothese würde erwartet werden, daß aufgrund der geringeren Reibung die Abnutzung und das Moment reduziert werden und die Metallionen-Freisetzung tatsächlich eliminiert wird. Eine monolithische keramische Oberschenkel-Knie-Komponente wäre jedoch teuer, aufgrund der komplexen Form schwierig herzustellen und würde zudem aufgrund des geringen Querschnittes unter Stoßeinwirkung leicht brechen. Die hochmodulare Keramik würde auch die Lastübertragung auf dem darunterliegenden Knochen begrenzen. Eine solche Belastung ist zur Erhaltung eines lebensfähigen unterstützenden Knochens bei unzementierten Implantaten unbedingt erforderlich. Zusätzlich wäre eine monolithische keramische Knie-Obeschenkel-Komponente mit einem porösen Überzug zur Knocheneinwachsung schwierig herzustellen. Da bei vorhandenen porösen Metallbeschichtungen begrenzte Knocheneinwachsung beobachtet wird, ist von einer dünnen Keramikbeschichtung auf einer porösen Metalloberfläche eine Verbesserung zu erwarten. Um die Lastübertagung zu verbessern, wurden die niedermodularen Titanlegierungen, die durch Benutzung von Ionen-Implantationstechniken vor Abrieb geschützt werden, als Knie-Oberschenkel-Komponenten versucht. Solche Beschichtungen sind jedoch extrem dünn (etwa 0,5 um) und zeigen nur eine zeitweilige Verbesserung in der Freisetzung von Metallionen gegenüber Reibverschleiß einer Titanlegierung gegen UHMWPE. Weiterhin eliminiert die Ionen-Implantation nicht das Entstehen von mikrometergroßen Reibverschleiß-Trümmern von der Oberfläche, insbesondere bei Vorhandensein von Trümmern von dritten Körpern, wie z. B. Knochenzement-Partikel, und verbessert nicht die Abnutzung von UHMWPE.
Partikel aus Metall, die von den metallischen tragenden Oberflächen abgerieben werden, können das Wachstum der Knochenzellen hemmen. Polyethylen-Abnutzungstrümmer bewirken starke entzündliche Reaktionen und eine Wucherung von Riesenzellen und Enzymreaktionen, die zum Lösen und letzten Endes zu einer Überprüfung des Implantats führen können. Folglich weist die optimale Knie- oder Hüftgelenk-Oberschenkel-Komponente eine inerte, reibungsarme, keramische Tragfläche mit geringer Abnutzung (des UHMWPE) auf, aber ohne die Bruchanfälligkeit und ohne die Steifigkeit von monolithischem Keramikmaterial.
Zirkonium und Zirkoniumlegierungen weisen gegenüber vorhandenem Cobalt, rostfreiem Stahl und Titanlegierungen den zusätzlichen Vorteil auf, daß der Elastizitätsmodul geringer ist (etwa 90 G Pa) und sie daher die Last effizienter auf den angrenzenden Knochen übertragen können.
Es besteht ein Bedarf nach einem auf einer Metallegierung basierenden orthopädischen Implantat, dessen belasteten Oberflächen geringe Reibung und hohe Abnutzungswiderstandsfähigkeit aufweisen, wobei das Implantat für die Dauer der Lebenszeit des Empfängers implantiert werden kann. Es besteht ebenfalls ein Bedarf nach einem auf einer Metallegierung basierenden orthopädischen Implantat, das unter der Einwirkung von Körperflüssigkeiten nicht korrodiert, so daß es über die Lebenszeit des Empfänges biokompatibel und beständig ist.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist eine Prothese mit einem Prothesenkörper vorgesehen, der Zirconium oder eine Zirconiumlegierung und einen Oberflächenbereich aufweist, der mit einem Oxid oder Nitrid des Zirkoniums versehen ist, bei welchem die Sauerstoff- oder Stickstoff-Konzentration in dem Oberflächenbereich von einem Maximum an der äußeren Oberfläche zu einem Minimum im inneren Teil des Bereiches abnimmt.
Die Zirkoniumoxid- oder -nitrid-Beschichtung versieht die erfindungsgemäße Prothese mit einer dünnen, dichten, reibungsarmen, abnutzungsresistenten, biokompatiblen Oberfläche, die ideal für den Gebrauch auf gelenkig gelagerten Oberflächen von Gelenk-Prothesen geeignet ist, bei welchen eine Oberfläche oder Oberflächen des Gelenks sich gegen passende Gelenkoberflächen gelenkig bewegen, verschieben oder rotieren. Die Zirkoniumoxid- oder -nitrid-Beschichtung kann daher auf den Oberschenkel-Köpfen oder den inneren Oberflächen (Metallschale) der Hüftgelenkpfannen der Hüftgelenk-Implantate, auf den gelenkig sich bewegenden Oberflächen anderer Prothesentypen, wie z. B. Oberschenkel- und Schienbein- (Meniskus-Trag)-Oberflächen von Kniegelenken mit Nutzen angewendet werden.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist eine Prothese zur Implantation in einem Patienten vorgesehen, mit
a) einem Prothesenkörper, der aus Zirkonium oder einer Zirkoniumlegierung hergestellt ist, von dem wenigstens ein Teil ausgebildet ist, um in Körpergewebe einzudringen und einzugreifen, und
b) einer dünnen Beschichtung, die schwarzblaues oder schwarzes Zirkoniumoxid oder Zirkoniumnitrid direkt auf wenigstens dem Teil des Prothesenkörpers aufweist, der ausgebildet ist, um in Körpergewebe einzudringen und einzugreifen, um Freisetzung von Metallionen aus dem beschichteten Teil des Prothesen-Körpers zu verhindern.
Gemäß mit einem weiteren Aspekt der Erfindung ist eine Prothese zur Implantation in einem Patienten vorgesehen mit
a) einem Prothesenkörper, der aus Zirkonium oder einer Zirkoniumlegierung hergestellt ist und einen Implantat-Teil zum Eindringen und Eingreifen in das Körpergewebe des Patienten einschließt,
b) einer Tragfläche am Prothesenkörper, die von einer Größe und Gestalt ist, um an einer Tragfläche eines anderen Prothesen- Teils anzugreifen, und
c) einer dünnen Beschichtung aus Zirkoniumoxid direkt auf wenigstens der Tragfläche des Prothesenkörpers, um die Tragfläche inert, und gegen Abnutzung widerstandsfähiger zu machen und mit einem niedrigeren Reibkoeffizient zu versehen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung ist auch eine Prothese zur Implantation in einem Patienten vorgesehen mit
a) einem Prothesenkörper, der aus Zirkonium oder einer Zirkoniumlegierung hergestellt ist und einen Implantat-Teil zum Eindringen und Eingreifen in das Körpergewebe des Patienten einschließt,
b) einer Tragfläche am Prothesenkörper, die von einer Größe und Gestalt ist, um an der Tragfläche eines anderen Prothesen-Teils anzugreifen, und
c) einer dünnen Beschichtung aus Zirkoniumnitrid direkt auf wenigstens der Tragfläche des Prothesenkörpers, um die Tragfläche inert und gegen Abnutzung widerstandsfähiger zu machen und mit einem niedrigeren Reibkoeffizient zu versehen.
Mit dem Ausdruck "Beschichtung" ist das Bedecken des Prothesenkörpers mit Material gemeint. Die Materialien als solche brauchen nicht direkt auf dem Prothesenkörper aufgebracht zu werden, sondern können auch durch Reaktion des Metalls des Körpers im Bereich der Oberfläche mit einem Sauerstoff- oder Stickstoff-Donor oder mit den Elementen selbst in situ hergestellt werden. Obwohl diese Materialien im Oberflächenbereich die Form von diskreten oder homogenen Schichten oder Filmen haben können, umfaßt der Begriff "Beschichtung" auch diffuse Bedeckungen. So kann z. B. das Material auf der äußeren Oberfläche des Oberflächenbereichs stöchiometrisches Zirkoniumoxid aufweisen. Die Sauerstoffkonzentration sinkt jedoch mit steigender Tiefe von der äußeren Oberfläche. Die Härte der Sauerstoff-Legierung unter der Zirkoniumoxid-Oberfläche ist etwa gleich der des Oxids selber und verringert sich mit abnehmendem Sauerstoffanteil allmählich in Richtung auf das Innere des Prothesenkörpers.
Gleiche Effekte können unter Nitrid-Bedingungen entstehen, obwohl die korrespondierenden Nitrid-Reaktionen thermodynamisch weit weniger günstig sind.
Wenn eine zirkoniumoxid- oder nitridbeschichtete Gelenkoberfläche in einer Weise benutzt wird, in welcher sie gegen eine nicht-metallische oder nicht-zirkoniumoxid- oder -nitridbeschichtete Oberfläche sich gelenkig bewegt oder rotiert, bewirkt die niedrige Reibcharakteristik der Beschichtung eine geringere Reibung, Abnutzung und Wärmeerzeugung im Vergleich zu den Prothesen des Standes der Technik. Diese reduzierte Wärmeerzeugung bewirkt für die nicht-metallischen oder nicht Zirkoniumoxid oder -nitrid beschichteten Tragflächen ein verringertes Auftreten von Kriechen und von Torsionsbeanspruchungen, so daß die Nutzlebensdauer der sich gegenüberliegenden Oberflächen erhöht wird. Folglich sind z. B. dort, wo der mit Zirkoniumoxid oder -nitrid beschichtete Oberschenkel-Kopf eines Hüftgelenk-Implantats gegen eine gegenüberliegende Oberflächenschicht einer Hüftgelenkpfanne aus ultrahochmolekularem Polyethylen (UHMWPE) sich gelenkig bewegt, Reibung und Abnutzung reduziert, so daß das UHMWPE geringerer Torsion, Abnutzung und Wärmeerzeugung ausgesetzt ist. Folglich erfährt das UHMWPE geringeres Kriechen und eine Reduzierung der Gefahr einer Pfannenablösung, was eine Erhöhung der Lebensdauer der Auskleidung und der Prothese bewirkt.
Die Zirkoniumoxid- oder -nitrid-Beschichtung gemäß der Erfindung ist ebenfalls von Nutzen bei der Schaffung einer biokompatiblen, inerten Keramikbarriere zwischen der zirkoniumhaltigen Prothese auf Metall- oder Legierungsbasis und Körperflüssigkeiten. Da die Zirkoniumoxid- oder -nitridoberfläche für durch Auflösung und Abnutzung verursachte Korrosion nicht anfällig ist, werden somit sowohl die Lebensdauer als auch die Biokompatibilität der Prothese erhöht.
Zusätzlich bewirkt die bevorzugte natürliche in-situ-Bildung einer Zirkoniumoxid-Beschichtung aufgrund des Vorhandenseins von Zirkonium eine Sauerstoffdiffusion in das Metallsubstrat unterhalb der Oxid-Beschichtung. Sauerstoff, ein Legierungsbestandteil im Zirkonium, erhöht die Festigkeit des Metallsubstrates, besonders die Dauerfestigkeit. Der Widerstand gegen Ermüdungsbelastung ist in vielen orthopädischen Implantat-Anwendungen ausschlaggebend, wie z.B. beim Hüftgelenk-Stiel, und bei Oberschenkel- und Schienbein-Knie-Komponenten. Folglich verbessert die Bildung der Zirkoniumoxid-Beschichtung nicht nur die Widerstandsfähigkeit gegen Abnutzung, Reibung und Korrosion, sondern auch die mechanische Integrität der Implantat-Einrichtung vom Standpunkt der Festigkeit.
Figur 1 ist eine schematische Darstellung, die eine eingesetzte Hüftgelenk-Prothese veranschaulicht.
Figur 2 ist eine schematische Darstellung, die eine typische Hüftgelenk-Prothese zeigt.
Figur 3 ist eine schematische Darstellung einer eingesetzten Kniegelenk-Prothese.
Figur 4 ist eine schematische Darstellung der Teile eines typischen Kniegelenkes.
Ein Aspekt der Erfindung ist es, reibungsarme, abnutzungsresistente Beschichtungen auf den gelenkig bewegbaren Oberflächen der Prothesen-Einrichtungen vorzusehen. Veranschaulichte Beispiele solcher gelenkig bewegbaren Oberflächen sind in den schematischen Darstellungen, Figuren 1 - 4, gezeigt.
Eine typische Hüftgelenk-Anordnung ist in Figur 1 in-situ gezeigt. Der Hüftgelenk-Stiel 2 fügt sich in den Oberschenkelknochen ein, während sich der Oberschenkel-Kopf 6 der Prothese in die innere Auskleidung 8 einer Hüftgelenkpfanne 10 einfügt und gegen die Auskleidung gelenkig bewegbar ist, wobei die Hüftgelenkpfanne ihrerseits am Becken befestigt ist, wie dies in Fig. 1 gezeigt ist. Ein poröser überzug 12 aus aufgetragenem Material oder Drahtgeflecht kann angebracht sein, um eine Stabilisierung des Implantats durch Einwachsen des umgebenden Gewebes in den porösen Überzug zu ermöglichen. In gleicher Weise kann ein solcher Überzug auch an der Hüftgelenkpfannen-Komponente angebracht werden. Der Oberschenkel-Kopf 6 kann einstückig mit dem Hüftgelenk-Stiel 2 sein; er kann aber auch eine separate Komponente sein, die auf einer konischen Verjüngung am Ende des Halses 4 der Hüftgelenk-Prothese montiert ist. Dies ermöglicht die Herstellung einer Prothese mit metallischem Stiel und Hals, aber mit einem Oberschenkel-Kopf aus einem anderen Material, z.B. Keramik. Dieses Konstruktionsverfahren ist oft wünschenswert, da sich herausgestellt hat, daß Keramikmaterialien weniger Reibungstorsion und Abnutzung erzeugen, wenn sie sich gegen UHMWPE anstatt gegen Aluminiumoxid gelenkig bewegen. Der Oberschenkel-Kopf bewegt sich jedoch unabhängig von den Materialien gelenkig gegen die innere Oberfläche der Hüftgelenkpfanne, wodurch Abnutzungen bewirkt werden, die auf lange Sicht die Auswechslung der Prothese notwendig machen können. Dies ist insbesondere der Fall, wenn der Oberschenkel-Kopf aus Metall besteht und die Hüftgelenkpfanne mit einem organischen Polymer oder einem Composite daraus ausgekleidet ist. Während diese polymeren Oberflächen gute Oberflächen mit relativ geringer Reibung haben und biokompatibel sind, unterliegen sie, wie oben beschrieben, aufgrund der Reibungswärme und der Torsion, welchen sie während des normalen Gebrauchs ausgesetzt sind, Abnutzung und beschleunigtem Kriechen.
Eine typische Kniegelenk-Prothese ist in Figur 3 in-situ dargestellt. Das Kniegelenk umfaßt eine Oberschenkel-Komponente 20 und eine Schienbein-Komponente 30. Die Oberschenkel-Komponente ist mit Gelenkkopfen 22, welche die Gelenkoberfläche der Oberschenkel-Komponente aufweisen, und Stiften 24 zum Befestigen der Oberschenkel-Komponente an dem Oberschenkelknochen versehen. Die Schienbein-Komponente 30 umfaßt eine Schienbein-Grundplatte 32 mit einem Stift 34 zum Anbringen der Schienbein- Grundplatte am Schienbein. Eine Schienbein-Platte 36 ist oben auf der Schienbein-Grundplatte befestigt und mit Nuten 38 entsprechend der Form der Gelenkköpfe 22 versehen. Die unteren Oberflächen 26 der Gelenkköpfe sind mit den Nuten 38 der Schienbein-Platte in Kontakt, so daß die Gelenkköpfe sich in diesen Nuten gelenkig gegen die Schienbein-Platte bewegen. Während Gelenkköpfe üblicherweise aus Metallen hergestellt sind, kann die Schienbein-Platte aus einem organischen Polymer oder einem Composite auf Polymerbasis hergestellt sein. Folglich würden die harten metallischen Gelenkkopf-Oberflächen 26 sich gegen eine relativ weichere organische Verbindung gelenkig bewegen. Wie bereits erwähnt, kann dies eine Abnutzung des organischen Materials zur Folge haben, d.h. der Schienbeinplatte, was einen Austausch der Prothese notwendig macht. Meniskusartige Ausgestaltungen der Tragflächen der Schienbein-Komponente können eine größere Kontaktfläche ermöglichen, ohne daß dadurch eine wesentliche Verringerung der Knieverspannung in Kauf genommen werden müßte, wodurch die Abnutzung reduziert wird. Keramik-Beschichtungen sowohl der Knie-Obeschenkel-Komponente als auch der meniskusartigen tragenden Bestandteile im Schienbein werden zusätzlich die Abnutzung des Polyethylens reduzieren. Wie im Fall des Hüftgelenks kann ein poröser Überzug aus einem Auftrag oder einem Drahtgeflecht ebenfalls entweder auf der Schienbein- oder Oberschenkel-Komponente des Knies oder auf beiden angebracht sein.
Die Erfindung sieht schwarzblau oder schwarz zirkoniumoxid- oder zirkoniumnitridbeschichtete orthopädische Implantate oder Prothesen vor, die aus Zirkonium oder zirkoniumenthaltenden Metallegierungen oder einer dünnen Beschichtung aus Zirkonium oder Zirkoniumlegierungen auf konventionellen orthopädischem Implantatmaterialien hergestellt sind. Um beständige und brauchbare Zirkoniumoxid- oder -nitrid-Beschichtungen auf der gewünschten Oberfläche des Prothesen-Substrats herzustellen, sollte das Prothesen-Substrat Zirkonium als solches und wenigstens etwa 80 Gew.-%, vorzugsweise wenigtens etwa 95 Gew.-% Zirkonium enthalten. Sauerstoff, Niobium, Tantal und Titan können als häufige Legierungselemente in der Legierung enthalten sein, wahlweise in Gegenwart von Hafnium. Yttrium kann ebenfalls mit Zirkonium legiert werden, um die Entstehung einer beständigeren yttriumoxidstabilisierten Zirkoniumoxid-Beschichtung während der Oxidation der Legierung zu fördern. Während solche zirkoniumhaltigen Legierungen kundenspezifisch durch herköminliche Verfahren, die in der Metallurgie bekannt sind, hergestellt werden können, sind eine Vielzahl brauchbarer Legierungen kommerziell erhältlich. Diese kommerziellen Legierungen schließen unter anderen Zirkadyn 705, Zirkadyn 702 und Zirkaloy ein.
Die Zirkonium enthaltenden Grund-Metallegierungen werden durch herkömmliche Verfahren aus geschmiedetem Metall-Ausgangsmaterial gegossen oder zu der gewünschten Gestalt und Größe bearbeitet, um ein Prothesen-Substrat zu erhalten. Das Substrat wird dann Prozeßbedingungen ausgesetzt, die die natürliche (in- situ) Herstellung einer fest anhaftenden, diffusionsverbundenen Beschichtung aus Zirkoniumoxid auf seiner Oberfläche bewirken. Die Prozeßbedingungen schließen z. B. Luft-, Dampf- oder Wasseroxidation oder die Oxidation in einem Salzbad ein. Diese Prozesse liefern idealerweise einen dünnen, harten, dichten, schwarzblauen, reibungsarmen, gegen Abnutzung widerstandsfähigen Zirkoniumxoid-Film oder -Belag mit einer Dicke von typischerweise weniger als einigen um (10&supmin;&sup6; m) auf der Oberfläche des Prothesen-Substrates. Unterhalb dieser Beschichtung steigert diffundierter Sauerstoff des Oxidationsprozesses die Härte und Festigkeit des darunterliegenden Substrat-Metalls.
Im Gegensatz zum Stand der Technik, z.B. dem US-Patent 3643658 von Steinemann, ist der Sauerstoff, der zum Herstellen der schwarzblauen oder schwarzen Zirkoniumoxid-Beschichtungen der Erfindung eingesetzt wird, eine gute Legierungskomponente, die die Dauerfestigkeit des darunterliegenden Zirkoniummetalls verbessert, wodurch die potentielle Lebensdauer der Prothese erhöht wird. Im Gegensatz dazu tendiert Sauerstoff in Titanlegierungen dazu, die Alphaphase mit geringerer Festigkeit, die im wesentlichen die Dauerfestigkeit des Metalls herabsetzt, zu stabilisieren.
Die Luft-, Dampf- und Wasseroxidationsprozesse werden z. B. in dem US-Patent 2987532 beschrieben. Der Luftoxidationsprozeß liefert eine fest anhaftende schwarze oder schwarzblaue Schicht aus Zirkoniumoxid mit einer hochorientieren monoklinen Kristallform. Wenn der Oxidationsprozeß bis zum übermaß fortgeführt wird, wird die Beschichtung weiß werden und sich vom Metallsubstrat abtrennen. Der Oxidationsschritt kann entweder in Luft, Dampf oder heißem Wasser durchgeführt werden. Der Einfachheit halber kann das metallische Prothesen-Substrat in einen Ofen mit sauerstoffhaltiger Atmosphäre (z.B. Luft) gelegt werden und üblicherweise bis zu etwa 6 Stunden bei 370 - 595º C (700- 1100º F) erhitzt werden. Andere Kombinationen von Temperatur und Zeit sind jedoch möglich. Wenn höhere Temperaturen angewendet werden, sollte die Oxidationszeit reduziert werden, um Mikrorisse oder die Bildung des weißen Oxids zu verhindern.
Es ist vorzuziehen, daß eine schwarzblaue Zirkoniumoxid-Schicht im Dickenbereich von 1 bis 5 um erzeugt wird. Z. B. erzeugt die Ofen-Luftoxidation bei 538º C (1000º F) in 3 Stunden eine Oxidschicht von etwa 3 - 4 um Dicke auf Zirkadyn 705. Längere Oxidationszeiten und höhere Oxidationstemperaturen werden die Dicke erhöhen, können aber die Schicht-Integrität gefährden. Z.B. wird in einer Stunde bei 705ºC (1300º F) eine Oxid-Beschichtung von etwa 14 um Dicke erzeugt, während in 21 Stunden bei 538º C (1000º F) eine Oxid-Beschichtung von etwa 9 um Dicke erzeugt wird. Da nur eine dünne Oxidschicht auf der Oberfläche notwendig ist, werden sich natürlich nur sehr geringe Dimensionsänderungen, üblicherweise weniger als 10 um, z. B. 1- 5 um, über der Dicke der Prothese ergeben. Im allgemeinen haben dünnere Beschichtungen (1 - 4 um) eine bessere Haftfestigkeit.
Die Dicke der schwarzblauen oder schwarzen Zirkoniumoxid- Beschichtungen auf den Prothesen gemäß der Erfindung liefert einen weiteren Unterschied zwischen der Erfindung und den Titanoxid-Beschichtungen gemäß US-Patent 3643658 von Steinemann. Titanoxid-Filme, ob durch Hochtemperaturoxidation (350º C) oder Hochstromdichteanodisieren erzeugt, sind dünn, pulverförmig und lose anhaftend. Folglich können diese Filme unter Reibverschleißbedingungen in vivo einfacher entfernt werden, indem die Metallfläche Körperflüssigkeiten ausgesetzt wird, wodurch Metallionen in das Körpergewebe freigesetzt werden. Die dickeren, kristallinen, fester anhaftenden schwarzblauen oder schwarzen Zirkoniumoxid-Filme blättern oder trennen sich im Gegensatz dazu nicht so leicht von dem Legierungsubstrat ab. Es wird angenommen, daß die Diffusion von Sauerstoff in die Zirkoniumlegierung eine natürliche Zwischenschicht bildet, auf der das Zirkoniumoxid leicht und fest anhaften kann. Folglich bilden diese Zirkoniumoxid-Beschichtungen ausgezeichneten Schutz gegen Reibverschleißkorrosion durch Körperflüssigkeiten. Somit ist ein zusätzlicher Vorteil der in-situ erzeugten Beschichtungen oder Bereiche aus Zirkoniumoxid deren Fähigkeit, Schutzbarrieren gegen Reibverschleiß von porösen Beschichtungen gegen Knochen oder Reibverschleiß von angrenzenden Prothesen- Komponenten und Materialien, wie z.B. modularen Komponenten, Knochenplatten und Knochenschrauben, aufrechtzuerhalten. Im Licht dieser Festellung würden Komponenten, wie z.B. modulare Komponenten, Knochenplatten und Knochenschrauben, die aus Zirkonium oder Zirkoniumlegierungen hergestellt und mit in-situ erzeugten oxidierten oder nitritrierten Beschichtungen oder Bereiche versehen sind, verbesserte Reibverschleiß-Eigenschafaten aufweisen.
Eines der Salzbad-Verfahren, das benutzt werden kann, um Zirkoniumoxid-Beschichtungen auf den Metallegierungs-Prothesen aufzubringen, ist das Verfahren gemäß US-Patent 4671824. Das Salzbad-Verfahren liefert eine ähnliche, etwas abrieb-widerstandsfähigere schwarzblaue oder schwarze Zirkoniumoxid-Beschichtung. Dieses Verfahren benötigt die Anwesenheit einer Oxidations-Verbindung, die zur Oxidation von Zirkonium in einem geschmolzenen Salzbad fähig ist. Die geschmolzenen Salze schließen Chloride, Nitrate, Cyanide und dgl. ein. Die Oxdiationsverbindung, Natriumcarbonat, ist in kleinen Mengen bis zu etwa 5 Gew.-% vorhanden. Die Hinzufügung von Natriumcarbonat setzt den Schmelzpunkt des Salzes herab. Wie bei Luftoxidation ist die Oxidationsrate proportional zu der Temperatur des Salz-Schmelzbades. Ein bevorzugter Bereich von 550 - 800º C (1022º - 1470º F) ist im US-Patent Nr. 4671824 offenbart. Die niedrigeren Sauerstoff-Gehalte im Bad erzeugen jedoch dünnere Beschichtungen als bei Ofen-Luftoxidation in der gleichen Zeit und bei gleichen Temperaturen. Eine Salzbad-Behandlung bei 1290º F über vier Stunden erzeugt eine Oxid-Schichtdicke von ungefähr 7 um.
Ob Luftoxidation in einem Ofen oder Salzbadoxidation benutzt wird, die Zirkoniumoxid-Beschichtungen sind in der Härte durchaus gleich. Wenn z. B. die Oberfläche eines Prothesensubstrates aus Schmiede-Zirkadyn 705 (Zr, 2 - 3 Gew.-% Nb) oxidiert wird, zeigt die Härte des Substrates einen drastischen Anstieg über die 200 Diamond-Pyramidenhärte (DPH) einer normalen Metalloberfläche. Die Oberflächenhärte der schwarzblauen Zirkoniumoxid- Oberfläche im Anschluß an die Oxidation entweder durch das Salzbad- oder das Luftoxidationsverfahren ist ungefähr 1700 - 200 (DPH).
Diese diffusionsgebundenen, reibungsarmen, gegen Abnutzungs höchst widerstandsfähigen Zirkoniumoxid-Beschichtungen werden auf Oberflächen von orthopädischen Implantaten aufgebracht, die Bedingungen durch Abnutzung und Reibverschleiß ausgesetzt sind. Solche Oberflächen schließen die gelenkig beweglichen Oberflächen von Kniegelenken, Ellenbogengelenken und Hüftgelenken ein. Zusätzlich können die porösen beschichteten Bereiche, modularen Komponenten, Knochenplatten, Knochenschrauben und andere Trauma-Einrichtungen, die Reibverschleiß-Bedingungen ausgesetzt sind, eingeschlossen sein. Wie bereits erwähnt, sind im Fall eines Hüftgelenkes Oberschenkel-Kopf und Stiel üblicherweise aus Metallegierungen hergestellt, während die Hüftgelenkpfanne aus Keramikmaterialien, Metallen oder mit organischem Polymer ausgekleideten Metallen oder Keramikmaterialien hergestellt werden kann.
Wenn der mit Zirkoniumoxid beschichtete Oberschenkel-Kopf in Verbindung mit irgendeiner dieser Hüfgelenkpfannen benutzt wird, ist der Reibungskoeffizient zwischen dem Oberschenkel- Kopf und der inneren Oberfläche der Pfanne reduziert, so daß weniger Wärme und Torsion erzeugt werden und weniger Abnutzung der zusammenwirkenden Tragflächen die Folge ist. Diese Reduzierung der Wärmeerzeugung, der Reibungstorsion und der Abnutzung ist besonders wichtig in dem Fall, in welchem Hüftgelenkpfannen mit organischen Polymeren oder Compositen solcher Polymere ausgekleidet sind. Organische Polymere, wie z. B. UHMWPE zeigen schnell ansteigende Kriechgeschwindigkeiten, wenn sie Wärme ausgesetzt sind mit der Folge einer schädlichen Auswirkung auf die Lebensdauer der Asukleidung. Abnutzungstrümmer des Polymers führen zu ungünstigen Gewebereaktionen und Lockerung der Einrichtung. Somit dient die Zirkoniumoxid-Beschichtung nicht nur zum Schutz des prothesen-Substrates, auf das es aufgebracht wird, und zur Verbessserung seiner mechanischen Festigkeitseigenschaften. Vielmehr schützt sie als eine Folge ihrer reibungsarmen Oberfläche ebenfalls solche Flächen, mit denen sie sich in Betriebskontakt befindet und verbessert folglich die Funnktion und Lebensdauer der Prothese.
Der Nutzen von mit Zirkoniumoxid beschichteten Prothesen ist nicht auf lasttragende Prothesen, besonders Gelenke, bei denen eine große Abnutzung auftreten kann, beschränkt. Da die Zirkoniumoxid-Beschichtung auf dem Prothesen-Substrat aus Zirkoniumlegierung fest gebunden ist, liefert sie eine Barriere zwischen den Körperflüssigkeiten und dem Metall aus Zirkoniumlegierung, wodurch Korrosion und Reibverschleiß der Legierung durch den Prozeß der Dissoziation und der damit verbundenen Freisetzung von Metallionen verhindert werden.
Die Sauerstoff-Diffusion in das Metallsubstrat während der Oxidation erhöht auch die Festigkeit des Metalls. Folglich kann von einer mit Zirkoniumoxid beschichteten prothese eine größere brauchbare Nutzungsdauer erwartet werden.
Zirkonium oder Zirkoniumlegierungen können ebenfalls benutzt werden, um eine Oberfläche aus einem porösen Auftrag oder einem Drahtnetz vorzusehen, in die sich umgebendes Knochen- oder anderes Gewebe integrieren kann, um die Prothese zu stabilisieren. Diese porösen Beschichtungen können gleichzeitig mit der Oxidationsbehandlung in der gleichen Weise wie die Oxidation der Basis-Prothese zur Eliminierung oder Reduzierung der Freisetzung von Metallionen behandelt werden. Weiterhin können Zirkonium oder Zirkoniumlegierungen ebenfalls für reibverschleißanfällige Elemente, z. B. Knochenplatten und Schrauben oder als eine Oberflächenschicht, die über üblichem Implantatmaterial vor der in-situ durchgeführten Oxidation und Herstellung der Zirkoniumoxid-Beschichtung aufgebracht wird, benutzt werden.
In-situ-Oxidation ist das bevorzugte Verfahren zur Erzeugung der Oxid-Beschichtungen gemäß der Erfindung, da es Sauerstoff- Diffusion in das Metall hinein und dadurch die Herstellung einer festhaftenden Oxid-Beschichtung ermöglicht, wobei auch das Zirkonium-Metall verfestigt wird. Andere Techniken, z.B. Auftrag einer Oxid-Beschichtung auf dem Prothesen-Substrat, können auch benutzt werden, aber die erzeugten Beläge können nicht so wirksam sein wie die, die durch das in-situ-Verfahren erzeugt werden. Somit können chemische oder physikalische Dampfauftragsverfahren benutzt werden, besonders solche, die ein ionenunterstütztes Auftragsverfahren benutzen.
Während die vorhergehende Erörterung hauptsächlich schwarzblaue oder schwarze Zirkoniumoxid-Beschichtungen auf der Prothese behandelte, sind Zirkoniumnitrid-Beschichtungen bei der Reduzierung von Abnutzungen an gegenüberliegenden Oberflächen und der Verhinderung von Korrosion des darunterliegenden Substrates durch die Körperflüssigkeiten ebenfalls wirksam.
Wenngleich Luft etwa viermal so viel Stickstoff wie Sauerstoff enthält, bildet sich, wenn Zirkonium oder eine Zirkoniumlegierung, wie oben bechrieben, in Luft erhitzt wird, die Oxid-Beschichtung bevorzugt vor der Nitrid-Beschichtung. Dies geschieht, da thermodynamisch die Oxidation unter diesen Bedingungen vor Nitridierung begünstigt wird. Somit muß zur Herstellung einer Nitrid-Beschichtung das Gleichgewicht gezwungen werden, die Nitrid-Reaktion zu begünstigen. Dies wird durch Eliminieren von Sauerstoff und Benutzung einer Stickstoffatmosphäre oder stickstoffbildenden Atmosphäre erreicht, z. B. einer Ammoniak-Atmosphäre anstelle von Luft oder Sauerstoff, wenn eine gasförmige Umgebung (analog zur "Luftoxidation") benutzt wird. Die Nitrierungs-Bedingungen würden solche sein, die üblicherweise zur Nitridierung verwendet werden.
Wenn ein Salzbad-Verfahren zur Erzeugung einer Stickstoff-Beschichtung benutzt wird, dann sollten die Sauerstoff-Donor- Salze durch Stickstoff-Donor-Salze, wie z. B. Cyanid-Salze ersetzt werden. Bei einer solchen Substitution kann eine Nitrid- Beschichtung unter gleichen Bedingungen wie zur Erzeugung einer Oxid-Beschichtung erzeugt werden. Solche Modifikationen können in Abhängigkeit von den Erfordernissen ohne weiteres vom Fachmann bestimmt werden.
Alternativ kann das Zirkoniumnitrid auf der Oberfläche des Zirkoniums oder der Zirkoniumlegierung mittels üblicher physikalischer oder chemischer Dampfauftragsverfahren aufgetragen werden, einschließlich der Verfahren, die ein ionenunterstütztes Auftragsverfahren verwenden. Es wird bevorzugt, die physikalischen oder chemischen Dampfauftragsverfahren in einer sauerstofffreien Umgebung auszuführen. Die Techniken zur Erzeugung einer solchen Umgebung sind bekannt. So können die Hauptmenge des Sauerstoffs durch Evakuieren der Kammer und der verbleibende Sauerstoff durch einen Sauerstoff-Getter entfernt werden.
Wenn Zirkonium oder Zirkoniumlegierung mit einer Oberfläche aus einem porösen Zirkoniumauftrag oder einem Zirkonium-Drahtgeflecht versehen ist, kann diese Oberflächenschicht ebenfalls mit Zirkoniumnitrid beschicht werden, um Schutz gegen Metalldissoziation im Körper vorzusehen.

Claims

1. Eine Prothese mit einem Prothesenkörper-Teil, der Zirkonium oder eine Zirkoniumlegierung aufweist, wobei der Körperteil einen Oberflächenbereich hat, der ein Oxid oder Nitrid des Zirkoniums aufweist, und die Sauerstoff- oder Stickstoff-Konzentration im Oberflächenbereich von einem Maximum an der äußeren Oberfläche zu einem Minimum im inneren Teil des Bereiches abnimmt.

2. Eine Prothese nach Anspruch 1, bei welcher der Oberflächenbereich des Prothesenkörper-Teils eine Tragfläche und ausgebildet ist, um an einen anderen Prothesenkörper anzugreifen.

3. Eine Prothese gemäß Anspruch 1 oder Anspruch 2, bei welcher der Prothesenkörper-Teil ausgebildet ist, um in Körpergewebe einzudringen und einzugreifen.

4. Eine Prothese nach Anspruch 3, bei welcher der Prothesenkörper-Teil eine Schraube ist.

5. Eine Prothese nach Anspruch 1 oder Anspruch 2, bei welcher der Prothesenkörper-Teil ausgebildet ist, um sich mit dem Körpergewebe oder einem anderen Teil einer Prothese zu verbinden.

6. Eine Prothese nach Anspruch 5, bei welcher der Prothesenkörper-Teil eine Knochenplatte ist.

7. Eine Prothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welcher der Prothesenkörper-Teil eine modulare Komponente ist.

8. Eine Prothese zur Implantation in einem Patienten mit

a) einem Prothesenkörper, der aus Zirkonium oder einer Zirkoniumlegierung hergestellt ist, von dem wenigstens ein Teil ausgebildet ist, um in Körpergewebe einzudringen und einzugreifen, und

b) einer dünnen Beschichtung, die schwarzblaues oder schwarzes Zirkoniumoxid oder Zirkoniumnitrid direkt auf wenigstens dem Teil des Prothesenkörpers aufweist, der ausgebildet ist, um in Körpergewebe einzudringen und einzugreifen, um Freisetzung von Metallionen aus dem beschichteten Teil des Prothesenkörpers zu verhindern.

9. Eine Prothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welcher der Körper-Teil weiterhin eine unregelmäßige Oberflächenstruktur aufweist, die ausgebildet ist, um Gewebeeinwachsungen an dem Teil des Prothesenkörpers aufzunehmen, der ausgebildet ist, um in Körpergewebe einzudringen und einzugreifen.

10. Eine Prothese nach Anspruch 9, bei welcher die unregelmäßige Oberflächenstruktur von Perlen aus Zirkonium oder einer Zirkoniumlegierrung gebildet wird, die mit der äußeren Oberfläche des Prothesenkörpers verbunden sind.

11. Eine Prothese nach Anspruch 9, bei welcher die unregelmäßige Oberflächenstruktur von einem Drahtgeflecht aus Zirkonium oder einer Zirkoniumlegierung gebildet wird, das mit der äußeren Oberfläche des Prothesenkörpers verbunden ist.

12. Eine Prothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welcher sich der Oberflächenbereich über die gesamte Prothese ausdehnt.

13. Eine Prothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welcher der Oberflächenbereich eine Dicke von weniger als 10 um hat.

14. Eine Prothese zur Implantation in einem Patienten mit

a) einem Prothesenkörper, der aus Zirkonium oder einer Zirkoniumlegierung hergestellt ist und einen Implantat-Teil zum Eindringen und Eingreifen in das Körpergewebe des Patienten einschließt,

b) einer Tragfläche am Prothesenkörper, die von einer Größe und Gestalt ist, um an einer Tragfläche eines anderen Prothesen- Teils anzugreifen, und

c) einer dünnen Beschichtung aus Zirkoniumoxid direkt auf wenigstens der Tragfläche des Prothesenkörpers, um die Tragfläche inert und gegen Abnutzung widerstandsfähiger zu machen und mit einem niedrigeren Reibungskoeffizienten zu versehen.

15. Eine Prothese zur Implantation in einem Patienten mit

b) einer Tagfläche am Prothesenkörper, die von einer Größe und Gestalt ist, um an der Tragfläche eines anderen Prothesen-Teils anzugreifen, und

c) einer dünnen Beschichtung aus Zirkoniumnitrid direkt auf wenigstens der Tragfläche des Prothesenkörpers, um die Tragfläche inert und gegen Abnutzung widerstandsfähiger zu machen und mit einem niedrigeren Reibkoeffizienten zu versehen.

16. Eine Prothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welcher der Prothesenkörper ein Teil einer Hüft-Prothese ist, die ausgebildet ist, um in einem Oberschenkelknochen implantiert zu werden.

17. Eine Prothese nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei welcher die Tragfläche des Prothesenkörpers einen Kopf-Teil aufweist, der ausgebildet ist, um mit einer Hüftgelenkpfanne ein Gelenk zu bilden, , die aus einem organischen Polymer oder einem Composite auf Polymerbasis hergestellt ist.

18. Eine Prothese nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei welcher der Prothesenkörper der Teil einer Knie-Prothese ist, die ausgebildet ist, um in einen Oberschenkelknochen oder einem Schienbeinknochen implantiert zu werden.

19. Eine Prothese nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei welcher die Tragfläche des Prothesenkörpers wenigstens ein Gelenkkopf-Teil ist, der ausgebildet ist, um mit einer Schienbein- Komponente ein Gelenk zu bilden, die aus einem organischen Polymer oder einem Composite auf Polymerbasis hergestellt ist.

20. Ein Verfahren zur Herstellung einer Prothese wie sie in einem der vorhergehenden Ansprüche beansprucht wird, bei welchem ein Oberflächenbereich des Prothesenkörpers einer Sauerstoff oder Stickstoff enthaltenden Umgebung für eine vorbestimmte Zeitdauer ausgesetzt wird.