EP2237808A2

EP2237808A2 - Offenporige biokompatible oberflächenschicht für ein implantat, verfahren zur herstellung und verwendung

Info

Publication number: EP2237808A2
Application number: EP09707895A
Authority: EP
Inventors: Hans Schmotzer
Original assignee: Smith and Nephew Orthopaedics AG
Current assignee: Smith and Nephew Orthopaedics AG
Priority date: 2008-02-05
Filing date: 2009-01-22
Publication date: 2010-10-13
Also published as: WO2009097968A3; WO2009097968A2; DE102008044951A1

Abstract

Die Erfindung betrifft eine offenporige biokompatible Oberflächenschicht für ein Implantat, die an einer Rohoberfläche des Implantats angeordnet ist und ein Implantat bestehend aus einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht, wobei Poren der Oberflächenschicht zumindest teilweise, vorzugsweise zu mindestens 80 %, und besonders bevorzugt vollständig, mit einem bioaktiven, vorzugsweise resorbierbaren, Füllmaterial gefüllt sind. Ferner betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Herstellung einer solchen Oberflächenschicht sowie eines solchen Implantats und ferner ein mit einer solchen Oberflächenschicht versehenes Implantat sowie die Verwendung einer solchen erfindungsgemäßen Oberflächenschicht für ein Implantat oder als Implantat.

Description

Offenporige biokompatible Oberflächenschicht für ein Implantat, Verfahren zur Herstellung und Verwendung

B e s c h r e i b u n g

Die Erfindung betrifft eine offenporige biokompatible Oberflächenschicht für ein Implantat gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1, ein Implantat gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 2 sowie ein Verfahren zur Herstellung einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht für bzw. als ein Implantat gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 18, ein Implantat mit bzw. aus einer solchen Oberflächenschicht gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 23 sowie eine Verwendung der Oberflächenschicht für Implantate gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 24.

Implantate und insbesondere Gelenk- und Knochenersatzimplantate gewinnen immer mehr an Bedeutung in der restaurativen und kurativen Medizin. Bei einer Implantation von Gelenk oder Knochenersatzimplantaten werden diese gemäß dem derzeitigen Stand der Technik zementfrei im Knochen verankert. Ein wesentlicher Faktor für den Erfolg einer solchen zementfreien Verankerung eines metallischen orthopädischen Implantats an oder in einem Knochen liegt in der Geschwindigkeit, mit welcher sich Knochengewebe mit dem Implantat verbindet. Diese Geschwindigkeit ist maßgeblich abhängig von der Art und Strukturierung der Oberfläche des metallischen Implantats. Aus diesem Grund wurden derartige Oberflächen in der Vergangenheit mit einer vordefinierten Oberflächenrauhigkeit versehen, wobei gegebenenfalls zusätzlich eine bioaktive Beschichtung an dem Metallsubstrat des metallischen orthopädischen Implantats angebracht wurde. Zur Herstellung solcher, ein Anwachsen von Knochenzellen fördernder Oberflächenschichten haben sich bislang poröse Schichten, insbesondere offen-poröse Strukturen bewährt, die eine Porengröße aufweisen, die ein Einwachsen von Knochengewebe in diese, üblicherweise metallischen, Strukturen ermöglicht.

Diese porösen Strukturen weisen bei derzeitigen Gelenk- und Knochenersatzimplantaten eine Dicke im Bereich von 1 mm oder mehr auf. Eine solche Dicke ist im Hinblick auf eine gute und stabile Verbindung zwischen Knochen und Implantat notwendig und sinnvoll, jedoch dahingehend problematisch, daß eine gute Verbindung zwischen Implantat und Knochen erst dann gewährleistet ist, wenn die poröse Struktur zumindest zum überwiegenden Teil, bevorzugt jedoch vollständig, von eingewachsenem Knochengewebe durchzogen ist. Aufgrund der hohen Dicke der porösen Struktur ist es daher hinsichtlich einer Erzielung einer guten und stabilen Verbindung zwischen Implantat und Knochen von wesentlicher Bedeutung, daß ein Einwachsen von Knochengewebe in die poröse Struktur möglichst schnell vonstatten geht, damit sich ein Kontakt zwischen Knochenzellen und poröser Struktur möglichst schnell und umfassend ausbildet und auf diese Weise die Verbindung zwischen Implantat und Knochen stabilisiert.

Das Einwachsen von Knochen in eine offen-poröse Struktur stellt einen mehrstufigen Prozeß dar, bei dem Knochenzellen zusammen mit Blutgefäßen für eine Nährstoff- und Sauerstoffversorgung der Knochenzellen sowie des späteren Knochens in die Poren der offen-porösen Struktur einwandern müssen, um eine möglichst großflächige und stabile Verbindung der Knochenzellen und des späteren Knochens mit den Poren, respektive der insbesondere inneren Oberfläche der offenporigen Struktur und somit dem Implantat zu gewährleisten. Ein wesentlicher Aspekt beim Einwachsen von Knochenzellen in eine poröse Struktur besteht allerdings in der Tatsache, daß Knochenzellen nicht unmittelbar in einen leeren Hohlraum einwandern können, sondern immer eine Oberfläche in Form eines Substrats oder einer Matrix benötigen, an welcher sie anhaften und entlang derer sie sich teilen und verteilen und auf diese Weise „fortbewegen" können.

Bislang wurden solche, ein Einwachsen von Knochengewebe fördernde Oberflächen in Form von porösen Oberflächen zur Verfügung gestellt, die entweder unbeschichtet oder mit einer dünnen Oberflächenbeschichtung versehen waren, die in aller Regel Calcium- phosphat aufwies.

In all diesen vorgenannten Fällen waren die Poren jedoch im Verhältnis zu Knochenzellen so groß, daß zwar ein Entlangwachsen der Knochenzellen entlang der Porenmatrix, d.h. deren innerer Oberfläche, stattfand, die Poren jedoch über einen geraumen Zeitraum Hohl- und Leerstellen aufwiesen, die nicht mit Knochengewebe gefüllt waren, da die Knochenbildung nur sehr langsam von den Wandbereichen der Poren in Richtung Porenhohlraum erfolgte. Dies hatte jedoch in nachteiliger Weise zur Folge, daß der Knochen an der Implantat- bzw. Porenoberfläche nur eine dünne Schicht ausbildete, deren, insbesondere mechanische, Stabilität gering war, so daß die Verbindung zwischen Implantat und Knochen nicht oder nur äußerst vorsichtig belastet werden durfte. Erst mit einem vollständigen Einwachsen des Knochens in die gesamten Porenhohlräume, wobei letztere mit Knochengewebe aufgefüllt wurden, bildete sich eine stabile und belastbare Verbindung zwischen Knochen und Implantat aus.

Um gemäß den bisherigen Verfahren ein Anwachsen von Knochen an ein Implantat zu beschleunigen, wurde vielfach eine Beschichtung des Implantats mit Hydroxylapatit, das bevorzugt mittels Plasmasprühen aufgebracht wurde, vorgenommen. Ein Nachteil dieses Verfahrens besteht jedoch darin, daß die Poren der Implantatschicht nur von der Implantatoberfläche ausgehend und nur oberflächlich mit Hydroxylapatit beschichtet werden können und die Beschichtung vielfach nicht bis zum Boden der Pore reicht. Vielmehr besteht bei Verwendung dieses Verfahrens die Gefahr, daß die Poren an deren Öffnungsseite verstopft werden, so daß der Porenboden für eine Beschichtung nicht mehr zugänglich ist. Darüber hinaus weist eine derartige Hydroxylapatit-Beschichtung unter physiologischen Bedingungen eine geringe Löslichkeit auf, so daß Knochenzellen nicht in tiefere Lagen der Beschichtung vordringen und nicht umfassend in die Hydroxylapatit-Beschichtung eindringen können.

Insbesondere aufgrund der Gefahr von Porenverstopfungen beim Aufbringen einer Hydroxylapatit-Beschichtung an einem Implantat unter Verwendung von Plasmasprühen besteht ein wesentlicher Nachteil des dortigen Verfahrens unter anderem auch darin, daß nur eine Beschichtung von Poren möglich ist, die sich von der Implantatoberfläche im wesentlichen senkrecht zu dieser erstrecken. Eine Beschichtung von quer verlaufenden Poren in einem dreidimensionalen Porennetzwerk ist mit diesem Plasma-Sprühbeschich- tungsverfahren nicht möglich, so daß ein weiterer Nachteil des dortigen Verfahrens darin besteht, daß allenfalls ein Knochenanwachsen an ein Gelenkersatzimplantat, jedoch kein tatsächliches Knocheneinwachsen in eine dreidimensionale Porenstruktur eines Implantats, wie sie beispielsweise in der WO 2007/051519 beschrieben ist, möglich ist.

Die Aufgabe der Erfindung besteht in der Zurverfügungstellung einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht mit einer dreidimensionalen Porenstruktur, in die ein schnelles und raumfüllendes Einwachsen von Osteoblasten möglich ist, sowie der Zurverfügungstellung eines Verfahrens zur Herstellung einer solchen offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht. Ferner ist es die Aufgabe der Erfindung, ein Implantat mit oder bestehend aus einer solchen Oberflächenschicht sowie deren Verwendung für Implantate zur Verfügung zu stellen.

Diese Aufgabe wird durch eine offenporige biokompatible Oberflächenschicht gemäß Patentanspruch 1 sowie Patentanspruch 2, durch ein Verfahren zur Herstellung einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht gemäß Patentanspruch 18 sowie durch ein Implantat gemäß Patentanspruch 23 und eine Verwendung einer solchen Oberflächenschicht gemäß Patentanspruch 24 gelöst.

Insbesondere wird die Aufgabe durch eine offenporige biokompatible Oberflächenschicht gelöst, wobei Poren der Oberflächenschicht zumindest teilweise, vorzugsweise zu mindestens 30 % und besonders bevorzugt vollständig mit einem Füllmaterial gefüllt sind.

Gemäß einer Variante der Erfindung ist diese offenporige biokompatible Oberflächenschicht an einer Rohoberfläche eines Substrats, das als Implantat bzw. als Implantatrohling vorliegt, angeordnet.

Gemäß einer anderen Variante ist die offenporige biokompatible Oberflächenschicht selbsttragend und bildet selbst das Implantat ohne dass ein Substrat erforderlich ist. Letztere Variante ist insbesondere dann vorteilhaft, wenn das Implantat keine wesentliche tragende Funktion, sondern beispielsweise eine auffüllende und/oder stabilisierende und/oder verbindende Funktion übernehmen soll.

Erfindungsgemäß kann die offenporige Oberflächenschicht vollständig aus einem Metallschaum gebildet sein oder einen Metallschaum aufweisen. Eine solche Aus führungs form ist insbesondere im Fall einer selbsttragenden Struktur der offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht vorteilhaft.

Gemäß einer bevorzugten Aus führungs form der Erfindung ist das Füllmaterial unter physiologischen Bedingungen löslich und/oder, insbesondere durch einwandernde Osteoblasten, resorbierbar sowie vorzugsweise bioaktiv.

Der wesentliche Kern der Erfindung besteht darin, daß durch eine Füllung von, in einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht eines Implantats, vorhandenen Poren mit einem Füllmaterial das freie Porenvolumen der Poren in der Oberflächenschicht reduziert wird, wobei das Füllmaterial seinerseits bevorzugt eine Bioaktivität aufweist und vorzugsweise durch einwachsende Osteoblasten und aus diesen entstandenem Knochengewebe zumindest teilweise, vorzugsweise zum überwiegenden Teil, resorbiert werden kann. Das Füllmaterial weist seinerseits eine Mikro- und Nanoporenstruktur und/oder eine dreidimensionale Matrixstruktur auf, in die ein Einwachsen und Einwandern von Osteoblasten möglich ist. Der freie Querschnitt dieser Mikro- und Nanoporen ist gegenüber dem Querschnitt der Poren der Oberflächenschicht um einen Faktor im Bereich von 100 bis 10000 reduziert, so daß in diese Mikro- und Nanoporen einwachsende Zellen, beispielsweise Osteoblasten, welche das dort vorliegende Füllmaterial aufnehmen und/oder umbauen, diese Mikro- und Nanoporen aufgrund des geringen freien Innenvolumens und der größeren inneren Oberfläche der Mikro- und Nanoporen schnell, d.h. innerhalb weniger Tage bis Wochen, nahezu vollständig ausfüllen.

Ein wichtiger Vorteil dieser erfindungsgemäßen Oberflächenschicht besteht insbesondere darin, daß durch das in die Poren der Oberflächenschicht eingefüllte Füllmaterial eine sehr große, für ein Anwachsen von Knochenzellen optimal geeignete bioaktive Oberfläche geschaffen wird. An dieser Stelle sei darauf hingewiesen, daß der Begriff „Mikro- und Nanoporen" im Rahmen dieser Erfindung auch eine dreidimensionale Matrix, beispielsweise in Form eines Gels oder in Form einer vorzugsweise oberflächenreichen Blatt-, Netz- oder Wabenstruktur umfaßt, wie diese beispielsweise in einem Kieselsäuregel, einem Kiesel-Xerogel oder Kieselsol sowie in Kieselsäure-Hydrosolen vorliegt.

In vorteilhafter Weise können die Osteoblasten in diese dreidimensionale Matrix bzw. in den Mikroporenraum des Füllmaterials einwandern und an festen Bestandteilen des Füllmaterials anhaften und wachsen. Auf diese Weise ist es möglich, daß ein Ausfüllen des Porenraums der Oberflächenschicht nicht nur von einer Wandung von Poren der Oberflächenschicht ausgeht, sondern auch aus dem gemäß dem Stand der Technik zunächst leeren Raum innerhalb des ursprünglich freien, respektive leeren Porenvolumens der Oberflächenschichtporen, das nunmehr jedoch erfindungsgemäß mit vorerwähntem bioaktiven und vorzugsweise resorbierbaren Füllmaterial gefüllt ist.

Da das Einwachsen und Vermehren der Osteoblasten nunmehr praktisch in dem gesamten Porenvolumen der Oberflächenschicht nahezu gleichzeitig stattfindet, ist eine Erzeugung einer festen, stabilen und belastbaren Verbindung zwischen Knochen und Implantat gegenüber dem Stand der Technik stark beschleunigt, so daß der Knochen bzw. der Knochen und das Implantat wesentlich schneller als bisher seine ursprüngliche Funktion innerhalb des Körpers wieder erfüllen kann.

Gemäß einer Aus führungs form der Erfindung sind die Poren der offenporigen Oberflä- chenschicht zu einem zusammenhängenden dreidimensionalen Porennetzwerk verbunden, wobei die Oberflächenschicht als eine Gerüststruktur ausgebildet ist und zumindest eine Mehrzahl der Poren über wenigstens eine seitliche Öffnung, die in einer seitlichen Begrenzung der Pore ausgebildet ist, kanal- und/oder bevorzugt tunnelartig miteinander in Kommunikation stehen.

Eine Ausbildung einer derartigen Gerüststruktur hat sich als besonders vorteilhaft erwiesen, da durch ein Einwachsen von Knochengewebe in eine solche Gerüststruktur eine besonders feste Verbindung zwischen Knochengewebe und Gerüststruktur und damit auch dem Implantat, an welchem die Gerüststruktur ausgebildet ist, erzielt werden kann. Insbesondere durch tunnelartig miteinander in Verbindung stehende Poren findet eine gegenseitige Umschließung von Gerüststrukturmaterial und Knochengewebe statt, so daß eine solche Verbindung nicht nur auf Druck, sondern ausgezeichnet auch auf Zug beansprucht werden kann, ohne daß sich die Knochenzellen von der Implantatoberfläche lösen, da ein in die Oberflächenschicht eingewachsenes Knochengewebe das Porennetzwerk vollständig durchdringen kann und sich auf diese Weise eine das Porennetzwerk durchziehende Knochenstruktur aufbaut, die auch innerhalb der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur verläuft. Auf diese Weise durch- und unterwandert das einwachsende Knochengewebe die Oberfläche der Oberflächenschicht, respektive das zusammenhängende Porennetzwerk auf eine Weise, die eine innige Verbindung der Oberflächenschicht mit dem Knochengewebe gewährleistet und ein Ablösen des Knochengewebes von der Oberflächenschicht, beispielsweise unter Zugbelastung, verhindert.

Die Dicke der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur liegt erfindungsgemäß im Bereich von 0,1 mm bis 2,5 mm, vorzugsweise im Bereich von 0,3 mm bis 1,9 mm und besonders bevorzugt im Bereich von 0,5 mm bis 1,5 mm.

Ferner hegt die Porosität der Oberflächenschicht, respektive der Gerüststruktur, im Bereich von 20 % bis 70 %, vorzugsweise im Bereich von 30 % bis 60 % und besonders bevorzugt im Bereich von 40 % bis 50 %, wobei betont sei, daß die Porosität innerhalb der Oberflächenschicht im wesentlichen homogen ausgebildet ist, so daß innerhalb der gesamten Oberflächenschicht eine einheitliche Verwachsung von Knochengewebe mit der Gerüststruktur der Oberflächenschicht stattfindet. Erfindungsgemäß liegt der maximale Querschnitt der Poren der Oberflächenschicht im Bereich von 10 μm bis 800 μm, bevorzugt im Bereich von 50 μm bis 600 μm und besonders bevorzugt im Bereich von 100 μm bis 300 μm, wobei die Größe des Porenquer- schnitts bzw. das jeweilige freie Volumen einer Pore gemäß einer Aus führungs form der Erfindung innerhalb der Oberflächenschicht annähernd gleich verteilt ist.

Gemäß einer alternativen Aus führungs form kann jedoch vorgesehen sein, daß ein freies Porenvolumen um so kleiner ausgebildet ist, je näher die Pore bzw. der Porenhohlraum an einer Rohoberfläche eines Implantatrohlings angeordnet ist, so daß der Porenquerschnitt, d.h. das freie Porenvolumen, von einem äußeren Bereich der Oberflächenschicht in Richtung Rohoberfläche des Implantats abnimmt, so daß einerseits eine optimierte Verankerung von eingewachsenem Knochen und außerdem eine optimierte Verbindung der Oberflächenschicht mit einem Implantatsubstrat gewährleistet ist. Je nach Implantattyp, respektive dessen vorgesehenem Verwendungs- bzw. Anwendungszweck, kann ein solcher Porenvolumen-Gradient auch in umgekehrter Richtung vorgesehen sein.

Erfindungsgemäß besteht die Oberflächenschicht, nämlich die Gerüststruktur, aus einem unter physiologischen Bedingungen nicht oder nur langsam resorbierbaren Material, nämlich aus einem Metall und/oder einer Keramik und/oder einem Polymer.

Durch die Verwendungsmöglichkeit unterschiedlicher Materialien zur Herstellung der Gerüststruktur kann das Implantat an den jeweiligen Verwendungszweck, beispielsweise im Hinblick auf die Art des Implantats, angepaßt werden. So kann beispielsweise eine Femurkomponente, die in aller Regel einer sehr hohen Belastung ausgesetzt ist, eine Gerüststruktur aus einem Metall aufweisen, während ein Fingergelenkersatz eine Gerüststruktur aus Keramik und eine Komponente für einen Bandscheibenersatz eine Gerüststruktur aus einem Polymer aufweisen kann. Auf diese Weise kann ein Implantat individuell an einen Einsatzzweck angepaßt werden, wobei ein Metall beispielsweise eine sehr hohe Stabilität und Zähigkeit hat, während eine Keramik leicht, jedoch sehr hart ausgebildet sein kann, und eine Gerüststruktur aus einem Polymer eine gewisse Flexibilität aufweisen kann.

Im Falle der Verwendung einer Gerüststruktur aus Metall ist bevorzugt, daß die Gerüststruktur bzw. die Oberflächenschicht aus vorzugsweise kantigen Metallpartikeln gebildet ist, wobei als Material Titan bevorzugt ist. Diese Titanpartikel sind erfindungsgemäß mit Siliziumpartikeln beschichtet bzw. verbunden, wobei Siliziumpartikel beispielsweise durch ein oberflächliches Anschmelzen der Titanpartikel mit diesen compoundiert sein können. Die Menge der zum Beschichten bzw. Compoundieren verwendeten Siliziumpartikel Hegt im Bereich von 0,5 Gew.-% bis 8,5 Gew.-% ± 1,5 Gew.-%, vorzugsweise 0,5 Gew.-% bis 3,0 Gew.-% und besonders bevorzugt 1,0 Gew.-% ± 0,5 Gew.-%.

Als Titanpartikel wird erfindungsgemäß bevorzugt ein Titanpulver verwendet, dessen Partikel eine Korngröße im Bereich von 90 μm bis < 500 μm, vorzugsweise im Bereich von 150 μm bis < 300 μm aufweisen. Als Siliziumpartikel wird bevorzugt Siliziumpulver einer Korngröße von ≤ 80 μm, vorzugsweise ≤ 40 μm und besonders bevorzugt von ≤ 20 μm, verwendet, so daß mit Siliziumpartikeln beschichtete Titanpartikel als Compoundpartikel vorliegen, die ein Achsenverhältnis von ≤ 5 : 2 aufweisen. Eine in Volumenprozent bezüglich der Korngröße gemäß ISO/DIS 13322-1 gemessene Korngrößenverteilung ist in nachfolgender Tabelle angegeben:

Die mit Siliziumpartikeln beschichteten Titanpartikel, welche als Compoundpartikel vorliegen, weisen eine Korngröße von ≥ 90 μm, vorzugsweise ≥ 150 μm auf, wobei die oben definierte Korngrößenverteilung eingehalten wird.

Gemäß einer bevorzugten Aus führungs form ist zwischen der Rohoberfläche des Implantats und der Oberflächenschicht eine Zwischenschicht vorgesehen. Eine solche Zwischenschicht ist beispielsweise dann zweckmäßig, wenn sich der Grundstoff des zu beschichtenden Substrats nicht direkt für eine Beschichtung mittels Vakuum-Plasma- Spritzen eignet, wie beispielsweise ein Polymer oder eine Keramik, oder eine extrem hohe Festigkeit erforderlich ist, die sich nach der jeweiligen Anwendung richten kann. In diesem Fall kann die Rohoberfläche des Implantats zunächst mit einer dichten Grundschicht überzogen werden, die vorzugsweise aus einem bioinerten Material besteht, das vorzugsweise ein Metall ist. Als Metall ist aufgrund seiner bioinerten Eigenschaften und seiner sehr hohen Festigkeit sowie seines geringen spezifischen Gewichts Titan bevorzugt. Es kommt jedoch auch Silizium oder mit Silizium compoundiertes Titan in Betracht. Andere bioinerte Metalle, wie beispielsweise Tantal, Platin oder andere biokompatible Metalle kommen ebenso als Grundschichtmaterialien in Betracht wie nachfolgend für die Herstellung der Gerüststruktur genannte Metalle.

Ferner kann das Metall, welches zur Herstellung der Gerüststruktur verwendet wird, aus Legierungen von Titan bestehen. Darüber hinaus kommt als weiteres Metall Kobalt und/oder Legierungen dieses Metalls, rostfreier Stahl, insbesondere Edelstahl, Magnesium und/oder Legierungen davon, Zirkonium und/oder Legierungen davon, Tantal und/oder Legierungen davon, sowie Mischungen und Legierungen aller vorgenannten Metalle in Betracht.

Sofern die Gerüststruktur aus einer Keramik hergestellt werden soll, ist diese bevorzugt aus der Gruppe ausgewählt, die Aluminiumoxid und Zirkoniumoxid umfaßt, wobei auch Aluminiumoxid verstärktes Zirkoniumoxid, Zirkoniumoxid verstärktes Aluminiumoxid und Siliziumnitrid erfindungsgemäß geeignete Materialien sind. Ferner können Additive zu diesen Metalloxiden zugegeben werden. Darüber hinaus kann die Keramik auch aus einer Mischung dieser Oxide gefertigt sein.

Sofern die Gerüststruktur aus einem Polymer gefertigt wird, ist dieses aus der Gruppe ausgewählt, die Polyetheretherketon(e) (PEEK), Polyaryletherketon(e) (PAEK), Polyimid(e) (PI), Polyurethan(e) (PU), Polycarbonaturethan(e) (PCU), Polyetherimid(e) (PEI), Polyethylen, insbesondere ultrahochmolekulares Polyethylen (UHMWPE), vorzugsweise vernetztes UHMWPE, Polypropylen sowie Mischungen dieser Polymere umfaßt.

Wie vorerwähnt, ist insbesondere für den Fall, daß die Gerüststruktur aus einer Keramik oder aus einem Polymer hergestellt ist, erfindungsgemäß eine Zwischenschicht vorgesehen, die zwischen der Rohoberfläche des Implantats und der Oberflächenschicht, d.h. der Gerüststruktur vorgesehen ist. Die Zwischenschicht besteht vorzugsweise aus Titan und weist Silizium auf; sie kann jedoch auch aus allen anderen vorgenannten Metallen oder deren Legierungen bestehen. Die Zwischenschicht weist eine Schichtdicke von < 200 μm, vorzugsweise von < 100 μm und besonders bevorzugt im Bereich von 30 μm bis 50 μm auf.

Der Implantatrohling besteht erfϊndungsgemäß aus einem der vorgenannten Metalle, wobei insbesondere die Rohoberfläche des Implantatrohlings Titan und/oder Zirkonium und/oder Legierungen dieser beiden Metalle aufweist. Eine weitere Legierung, aus welcher die Rohoberfläche des Implantats bestehen kann, ist eine biokompatible kobaltbasierte Legierung.

Insbesondere die im letzten Abschnitt genannten Materialien zeichnen sich durch eine sehr hohe Stabilität und gute Bioverträglichkeit aus, so daß diese prädestiniert für einen Einsatz unter physiologischen Bedingungen sind.

Als Füllmaterial zum Auffüllen der Poren der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur sind erfindungsgemäß die im folgenden genannten Substanzen vorgesehen: Calcium- phosphat, insbesondere Hydroxylapatit und/oder Tricalciumphosphat, Bruschit (CaHPO₄ * 2 H₂O), Calciumsulfat, Siliziumoxid, insbesondere in Form von Kieselsäuregel, vorzugsweise Kiesel-Xerogel, Titanoxid, Gelatine, Kollagen, extrazelluläre Matrixproteine, Wachstumsfaktor(en), knochenbildende(s) Protein(e), Hydrogel(e), Stoff(e) mit antibiotischer Wirkung sowie Mischungen der vorgenannten Substanzen.

Die Partikelgröße der als Füllmaterial eingesetzten, gegebenenfalls kristallinen, Substanzen liegt im Bereich von 0,005 μm bis 50 μm, vorzugsweise im Bereich von 0,01 μm bis 5 μm und besonders bevorzugt im Bereich von 30 nm bis 100 nm.

Diese Substanzen können erfindungsgemäß bevorzugt mit einem Sol-Gel-Verfahren mit einem Bindemittel auf Wasser- und/oder Silikatbasis, bevorzugt in Form eines Tauchbades, jedoch auch, sofern gewünscht, mittels Ausfällen oder mittels Elektrophorese auf die Gerüststruktur aufgebracht und in die Poren der Gerüststruktur eingefüllt werden, wobei hinsichtlich der Applikationsart keine Einschränkung besteht, solange eine Füllung der Poren zumindest teilweise, vorzugsweise zu mindestens 80 % und besonders bevorzugt vollständig gewährleistet ist. Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung weist das in die Poren der Gerüststruktur eingefüllte Füllmaterial Mikroporen auf, die einen durchschnittlichen freien Mikroporen- querschnitt im Bereich von 0,1 nm bis 100 am, vorzugsweise im Bereich von 0,3 nm bis 30 nm aufweisen.

Mittels der erfindungsgemäßen Oberflächenschicht, respektive der erfϊndungsgemäßen Gerüststruktur, ist somit eine Möglichkeit geschaffen, eine optimale Verankerung eines Knochens an bzw. in einem Implantat, respektive dessen Oberflächenschicht/Gerüststruktur, zu gewährleisten, wobei ein Einwachsen eines Knochens in diese erfindungsgemäße Oberflächenschicht bzw. Gerüststruktur gegenüber bisherigen Möglichkeiten stark beschleunigt abläuft und auf diese Weise den Erfolg einer orthopädischen Maßnahme, bei der ein orthopädisches Implantat in oder an einem Knochen verankert werden soll, optimiert.

Prinzipiell kann die Oberflächenschicht bzw. die Gerüststruktur auf unterschiedliche Weisen hergestellt sein; es sei jedoch betont, daß ein Aufbringen von Titanpartikeln mittels eines Vakuum-Plasma-Spritzverfahrens auf eine Rohoberfläche des Implantats zur Erzeugung der Gerüststruktur an dem Implantat bevorzugt ist. Da die Gerüststruktur in diesem Fall aus einzelnen miteinander verbundenen Metallpartikeln aufgebaut ist, ist eine Variation der Art und Größe bzw. Dimensionierung der Metallpartikel an jeweils gewünschte Eigenschaften des Implantats gut anpaßbar, da die Partikel schichtweise aufgetragen und über einen thermischen Prozeß bereichsweise, insbesondere punktweise, miteinander verbunden werden. Auf diese Weise ist es möglich, eine Oberfläche mit einer sehr guten Biokompatibilität im Sinne einer bioinerten oder leicht bioaktiven Eigenschaft herzustellen, die eine inhärent große innere Oberfläche sowie eine sehr gute mechanische Festigkeit und Stabilität aufweist und auch hinsichtlich Abrieb, selbst bei abrasiver Beanspruchung, nur eine äußerst geringe Abnutzung aufweist und deshalb die Lebensdauer und den Tragekomfort von Implantaten, insbesondere gegenüber dem derzeitigen Stand der Technik, maßgeblich erhöht und verbessert.

Des weiteren wird die Aufgabe durch ein Verfahren zur Herstellung einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht für ein Implantat, insbesondere Gelenk- und/oder Knochenersatzimplantat, sowie durch ein Verfahren zur Herstellung eines Implantats bestehend aus einer solchen offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht gelöst, wobei die folgenden Schritte durchgeführt werden:

a) Herstellen einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht in Form einer Gerüststruktur, gegebenenfalls an einer Rohoberfläche eines Implan tat-Rohlings, und

b) Füllen von Poren der offenporigen Oberflächenschicht mit einem bioaktiven, vorzugsweise resorbierbaren, Füllmaterial zumindest teilweise, vorzugsweise zu mindestens 30 %, und besonders bevorzugt vollständig.

Erfindungsgemäß wird Schritt a), also das Herstellen einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht in Form einer Gerüststruktur mittels eines Vakuum-Plasma-Spritzverfahrens durchgeführt, bei dem Metallpartikel, bevorzugt Titanpartikel, auf die Rohoberfläche eines Implantat-Rohlings aufgebracht werden, wobei gegebenenfalls unmittelbar über der Rohoberfläche des Implantatrohlings zunächst eine Zwischenschicht, bevorzugt aus einem der vorgenannten Metalle, wie beispielsweise Titan, das gegebenenfalls mit Silizium versehen ist, aufgebracht sein kann und somit nicht unmittelbar die Rohoberfläche des Implantatrohlings, sondern die darauf angebrachte Zwischenschicht mit den Titanpartikeln belegt wird. Diese Metallpartikel, die zum Herstellen der Gerüststruktur verwendet werden, weisen bevorzugt ein Sinterhilfsmittel auf, das mit dem jeweiligen Metall eine Legierung bildet, die bei einer niedrigeren Temperatur schmilzt als das jeweils verwendete reine Metall. Diese Metallpartikel werden sodann, bevorzugt mittels eines Vakuum-Plasma-Spritzverfahrens, auf die Rohoberfläche des Implantats bzw. auf die auf der Rohoberfläche des Implantats angeordnete Zwischenschicht zur Erzeugung der Gerüststruktur aufgebracht.

Des weiteren kann zum Herstellen der Gerüststruktur auch ein PVD (physical vapour deposition)-Verfahren und/oder ein CVD (chemical vapour deposition)-Verfahren verwendet werden, um bevorzugt metallische Substanzen auf der Rohoberfläche des Implantat-Rohlings bzw. auf der darauf angebrachten Zwischenschicht abzuscheiden. Die beiden letztgenannten Verfahren eignen sich besonders gut für eine Abscheidung von metallischen Substanzen auf einem bestehenden Gerüst, das aus einer Keramik oder einem Kunststoff hergestellt ist. Selbstverständlich sind diese beiden Verfahren auch geeignet, ein Gerüst aus einer Metallstruktur zu beschichten.

Gemäß einer Aus führungs form der Erfindung wird die offenporige biokompatible Oberflächenschicht in Form einer Gerüststruktur mittels eines Lichtbogens behandelt, der zwischen der Rohoberfläche des Implantat-Rohlings und/oder einer Zwischenschicht an dem Implantat-Rohling und/oder der Gerüststruktur an dem Implantat-Rohling, und einer Gegenelektrode während und/oder nach einem Aufbringen von Metall, insbesondere Titan- und/oder Compoundpartikeln erzeugt wird.

Erfindungsgemäß kann der Lichtbogen zwischen der Rohoberfläche des Implantats, respektive einer an dem Implantat befindlichen Oberflächenschicht und einer Gegenelektrode unmittelbar während des Aufbringens der Titan- und/oder Compoundpartikel auf das Implantat angewendet werden; alternativ kann der Lichtbogen jedoch auch nach einem Aufbringen der Titan- bzw. Compoundpartikel angewendet werden. Eine weitere Alternative besteht in der Anwendung des Lichtbogenverfahrens während und nach der Aufbringung der Titan- und/oder Compoundpartikel.

Im ersteren Fall, nämlich im Falle des gleichzeitigen Aufbringens der Partikel und der Anwendung des Lichtbogens, kann zusätzlich zu dem internen, plasmabildenden Stromkreis des Beschichtungsverfahrens ein zweiter Stromkreis zwischen einem Plasmatron, respektive der Plasmapistole, und dem Bauteil geschaltet werden, so daß über das elektrisch leitfähige Plasma ein übertragener Lichtbogen eingestellt werden kann. Es ist zur Erzeugung des Lichtbogens auch möglich, diesen nicht ausgehend von dem Plasmatron bzw. der Spritzpistole, sondern mittels einer bereitgestellten Gegenelektrode zu erzeugen.

Die Verwendung eines Lichtbogens während oder nach der Aufbringung von Titan- bzw. Compoundpartikeln auf einer Rohoberfläche eines Implantats weist den wesentlichen Vorteil einer JouPschen Erwärmung an hochohmigen Übergangswiderständen, d.h. in diesem Fall an den Kontaktstellen zwischen den Titan- bzw. Compoundkörnern, respektive — Partikeln auf, da diese verengte Stellen und damit einen erhöhten elektrischen Widerstand darstellen. Darüber hinaus stellt, insbesondere bei Compoundpartikeln die Über- zugsschicht des Sinterhilfsmittels an den damit beschichteten Titanpartikeln einen höher- ohmigen Widerstand dar, als die Titanpartikel selbst, so daß auch hier Joul'sche Wärme entsteht, was zu einem lokalen nur auf die Berührungsstellen der Körner begrenzten Erwärmung, insbesondere in der Überzugsschicht, führt, durch welche die die Partikel verbindenden Sinterhälse verstärkt werden.

Zusammengefaßt führt diese an Ort und Stelle frei gesetzte Wärme zu einer zusätzlichen lokalen Versinterung und dadurch zu einer Verstärkung von Sinterhälsen zwischen den Titankörner, ohne jedoch gleichzeitig ein Versintern und/oder Einglätten der übrigen Bereiche der Partikel sowie der Substratoberfläche zu bewirken. Dieser vorteilhafte Effekt bewirkt in der Beschichtung eine starke Erhöhung von deren Scherfestigkeit um einen Faktor von 2 bis 3 gegenüber den gleichen Beschichtungsparametern bei der Herstellung, jedoch ohne übertragenen Lichtbogen. Gegenüber herkömmlichen Beschichtungsverfah- ren kann durch die gemeinsame Verwendung eines Sinterhilfsmittels und eines übertragenen Lichtbogens eine sechs- bis siebenfach erhöhte Scherfestigkeit gegenüber einer reinen offenporösen Titanschicht erreicht werden.

An dieser Stelle sei erwähnt, daß als Lichtbogen jede Art der Energieeinwirkung, insbesondere elektrischer Art zu verstehen ist, durch die ein JouFscher Wärmeeffekt an verengten Stellen erzielt werden kann. Ein wesentlicher Vorteil der Verwendung eines Lichtbogens besteht jedoch darin, daß dieser unmittelbar während der Aufbringung der Titanbzw. Compoundpartikel angewendet werden kann, so daß der Beschichtungsprozeß letztlich einstufig abläuft und keinen zusätzlichen Verfahrens schritt erfordert, wenngleich auch eine nachträgliche Verstärkung der Sinterhälse durch die Anwendung eines Lichtbogens denkbar ist.

Im übrigen sei darauf hingewiesen, daß der Teil des Übergangswiderstands, welcher durch das Sinterhilfsmittel bedingt ist, durch die Wahl des Sinterhilfsmittels und durch dessen Schichtdicke erfindungsgemäß beeinflußt werden kann, so daß eine gezielte sehr hohe Verfestigung der offenporigen Oberflächenschicht mit einem zusammenhängenden Porennetzwerk erreicht werden kann. Erfindungsgemäß werden als Sinterhilfsmittel bevorzugt Silizium oder Kobalt verwendet, sofern Titan als Material zur Herstellung der Gerüststruktur verwendet wird, wobei im Falle der Verwendung von Silizium vorzugsweise Siliziumpartikel in einer Menge im Bereich von 0,5 Gew.-% bis 8,5 Gew.-% ± 1,5 Gew.-%, vorzugsweise 0,5 Gew.-% bis 3,0 Gew.-% und besonders bevorzugt 1,0 Gew.-% ± 0,5 Gew.-%, verwendet werden.

Im Falle der Verwendung anderer vorgenannter Metalle zur Herstellung der Gerüststruktur wird als Sinterhilfsmittel ein anderes aus dem Stand der Technik bekanntes biokompatibles Metall verwendet, das in einer Mischung mit dem Basismaterial der Gerüststruktur eine tiefschmelzende Legierung, beispielsweise ein Eutektikum, bildet, um ein oberflächliches Anschmelzen der aufzubringenden Metallpartikel zu ermöglichen.

Ferner wird als Titanpartikel ein kantiges Titanpulver mit einer Korngröße im Bereich von 90 μm bis < 350 μm, vorzugsweise im Bereich von 150 μm bis < 200 μm verwendet, das vorzugsweise gemahlen und erfindungsgemäß vorzugsweise über die Hydridstufe hergestellt wurde.

Als Siliziumpartikel wird Siliziumpulver mit einer Korngröße ≤ 80 μm, vorzugsweise < 40 μm und besonders bevorzugt von ≤ 20 μm verwendet. Bezüglich der Korngrößenverteilung wird auf vorstehende Ausführungen verwiesen.

Die Titanpartikel werden so mit Siliziumpartikeln beschichtet, daß die nunmehr als Compoundpartikel bezeichneten beschichteten Titanpartikel eine Korngröße ≥ 90 μm, vorzugsweise ≤ 150 μm aufweisen, wobei wiederum die vordefinierte Korngrößenverteilung zu beachten ist.

Aufgrund dieser Größenverhältnisse ist es möglich, die Titanpartikel mit Siliziumpartikeln zu beschichten und auf diese Weise eine hohe Oberfläche zur Verfügung zu stellen, die bei einem späteren Aufschmelzen während eines Vakuum-Plasma-Beschichtungsprozesses zum Verbinden von Partikeln, respektive zum Verbinden von Partikeln mit einem Substrat zur Verfügung steht. Ferner ist es unter Einhaltung der vorgenannten Korngrößen möglich, Titanpartikel so mit Siliziumpartikeln zu beschichten, daß eine kantige Peripherie der beschichteten Titanpartikel, d. h. der Compoundpartikel, im wesentlichen erhalten bleibt und die Compoundpartikel ein Achsenverhältnis von < 5 : 2 aufweisen.

Des weiteren werden die Vakuum-Plasma-Spritzverfahrensparameter so eingestellt, daß die Compoundpartikel nur oberflächlich angeschmolzen und beim Auftreffen auf die Rohoberfläche des Implantats, respektive auf die Zwischenschicht, sofern vorhanden, nur geringfügig kompaktiert werden, so daß deren ursprüngliche Geometrie, insbesondere hinsichtlich deren Achsenverhältnis, weitgehend erhalten bleibt. Auf diese Weise ist es möglich, mittels der kantigen Partikel, die auf einer Substratoberfläche auftreffen, ein Gefüge zu bilden, das im wesentlichen nur über Punkte und Kanten der einzelnen kantigen Partikel miteinander verbunden ist, so daß eine Art Käfig in Form einer Gerüststruktur entsteht, aus dem das zusammenhängende Porennetzwerk gebildet wird und durch dessen Hohlräume Knochensubstanz an- und einwachsen kann.

Wie vorerwähnt, ist es möglich, daß die Rohoberfläche des Implantats vor einem Be- schichtungsvorgang mit Compoundpartikeln mit einer Grundschicht, d. h. mit einer Zwischenschicht, beschichtet wird, die je nach Basismaterial eines Implantat-Rohkörpers ausgebildet sein kann und vorzugsweise aus reinem Titan und/oder aus mit Silizium beschichtetem Titan besteht.

Gemäß einer bevorzugten Aus führungs form erfolgt das Aufbringen der Zwischenschicht im selben Vakuum-Plasma-Spritzbeschichtungsvorgang wie das Aufbringen der eigentlichen Oberflächenschicht, wobei selbsterklärend das Aufbringen der Zwischenschicht vor dem Aufbringen der Oberflächenschicht erfolgt.

Die Grund- bzw. Zwischenschicht wird mit einer Schichtdicke von < 200 μm, vorzugsweise von < 100 μm und besonders bevorzugt im Bereich von 30 μm bis 50 μm hergestellt.

Eine gemäß vorstehenden Ausführungen hergestellte Oberflächenschicht bzw. dreidimensionale offen-poröse Gerüststruktur an bevorzugt metallischen Implantatmaterialien bringt drei wesentliche Vorteile mit sich, die zum einen darin bestehen, daß die Mikro- rauheit der erzeugten Oberflächenstruktur stimulierend auf einwachsendes Knochengewebe wirkt. Ferner ist durch eine Makrorauhigkeit sowie durch die offenporige Gerüststruktur selbst eine sehr gute Verbindung zwischen eingewachsenem Knochen und Implantatmaterial gewährleistet und darüber hinaus bietet die Materialstärke der Oberflächenschicht, respektive der Gerüststruktur, eine optimal geeignete Dicke, die als Integrationszone für das Einwachsen von Knochenmaterial optimiert ist und eine festen, belastbaren und sicheren Halt des Knochens an dem Implantat, respektive umgekehrt, sicherstellt.

Erfindungsgemäß wird der Schritt b) durchgeführt, indem die Gerüststruktur in ein Bad, bevorzugt ein Sol-Bad, getaucht wird, das die Substanzen enthält, die als Füllmaterial zum Füllen der Poren der Oberflächenschicht dienen. Diese Substanzen sind in dem Bad entweder gelöst und/oder, bevorzugt homogen, dispergiert. Auf diese Weise ist ein Füllen der Poren der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur mit den Füllmaterial-Substanzen problemlos möglich, da diese zusammen mit dem flüssigen Badmedium in die Poren und Hohlräume der Gerüststruktur eindringen können.

Als Füllmaterial zum Füllen der Poren der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur werden Substanzen verwendet, die aus einer Gruppe ausgewählt sind, die folgendes umfaßt: Calciumphosphat, insbesondere Hydroxylapatit und/oder Tricalciumphosphat, Calciumsulfat, Siliziumoxid, insbesondere in Form von Kieselsäuregel, vorzugsweise Kiesel-Xerogel, Titanoxid, Gelatine, Kollagen, extrazelluläre Matrixproteine, Wachstums- faktor(en), knochenbildende(s) Protein(e), Hydrogel(e), Stoff(e) mit antibiotischer Wirkung, gegebenenfalls pharmakologisch wirksame Substanzen, wie insbesondere entzündungs- und/oder schmerzhemmende Substanzen, sowie Mischungen der vorgenannten Substanzen.

Da diese genannten Substanzen in einer flüssigen Lösung bzw. Suspension, bevorzugt in einer Kieselsäure-Hydroxylapatit-Matrix verwendet werden, die sich in diesem Verfahrensstadium in ihrem flüssigen Zustand befindet, kann diese flüssige Matrix die Poren der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur gut und vollständig durchdringen, so daß zum Füllen der Poren der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur lediglich ein ein- faches Eintauchen der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur oder des gesamten Implantats in das die Füllmaterialsubstanzen enthaltende Bad notwendig ist.

Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung kann das Eindringen der Kieselsäure- Hydroxylapatit-Matrix zusammen mit den Füllmaterialsubstanzen in die Poren der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur durch aus dem Stand der Technik bekannte Hilfsmaßnahmen unterstützt werden, die mechanischer und/oder elektrischer Natur sein können. Ebenfalls ist es denkbar, daß Mittel zur Herabsetzung der Oberflächenspannung eingesetzt werden, um eine nach Möglichkeit vollständige und schnelle Füllung der Poren zu erreichen.

Nachdem die Poren der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur mit den Füllmaterialsubstanzen gefüllt sind, wird das SoI, d.h. insbesondere die Kieselsäure-Hydroxylapatit- Matrix, die in Form einer Mischung vorliegt, wärmebehandelt und getrocknet, wobei die Kieselsäure zunächst zu einem Gel erstarrt, in dem die dispersen Kieselsäuren netz-, blatt- oder wabenartig mit einer oberflächenreichen Struktur angeordnet sind und durch ein weiteres Trocknen zu einem Xerogel erstarrt. Dieses Xerogel besitzt seinerseits Mi- kro- und Nanoporen, die eine Einwanderung und ein Einwachsen von Knochenzellen begünstigen und diesen aufgrund der durch die Mikroporen bedingten großen Oberfläche einen guten Halt bieten.

An dieser Stelle sei erwähnt, daß das erfindungsgemäße Verfahren prinzipiell auf jede für ein Implantat geeignete Gerüststruktur anwendbar ist, selbst dann, wenn diese Gerüststruktur nicht auf einer Rohoberfläche eines Implantat-Rohlings vorhanden, sondern eigenständig oder an einer anderen Oberfläche befestigt vorliegt.

Die vorstehende Aufführung an Füllmaterialsubstanzen ist an dieser Stelle nicht abschließend, sondern es sei betont, daß Substanzen, die geeignet sind, ein Knochen-Ein- und -Anwachsen sowie gegebenenfalls Hilfsstoffe und Additive ebenfalls als Füllmaterialsubstanzen verwendet werden können, wobei eine Auswahl der zu verwendenden Substanzen und deren jeweilige Konzentration in der Kieselsäure-Hydroxylapatit-Matrix, je nach Knochenzustand, insbesondere Knochentyp und Knochenalter, variiert werden kann. Des weiteren sei betont, daß diese Füllmaterialsub stanzen in aller Regel leicht und schnell durch Knochenzellen resorbierbar sind, wobei diese Füllmaterialsubstanzen zumindest teilweise in die Knochenzellen aufgenommen werden, so daß das Porenvolumen der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur in zunehmendem Maß von Knochensubstanz durchsetzt ist, wobei die Füllmaterialsubstanzen zumindest teilweise, bevorzugt zum überwiegenden Teil durch diese Knochensubstanz ersetzt werden, so daß im optimalen Endzustand nur mehr Knochensubstanz innerhalb des Porenvolumens der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur vorhanden ist, nachdem die Füllmaterialsubstanzen aufgelöst und/oder resorbiert und von den Knochenzellen umgebaut und/oder aufgenommen oder über in die Gerüststruktur ebenfalls eingewachsene Blutgefäße abtransportiert wurden.

Des weiteren wird die erfindungsgemäße Aufgabe durch ein Implantat, insbesondere Gelenkersatzimplantat, gelöst, das eine Oberflächenschicht entsprechend vorstehender Spezifizierung aufweist und/oder nach einem Verfahren gemäß einem der Ansprüche 14 bis 18 hergestellt ist.

Weiterhin wird die erfindungsgemäße Aufgabe durch die Verwendung einer Oberflächenschicht gemäß der vorstehenden Spezifikation und/oder dem vorstehend genannten Herstellverfahren gelöst, wobei die Oberflächenschicht für Hüftschäfte, Schalen für Hüftgelenke, Femurkomponenten für einen Kniegelenkersatz, Tibiakomponenten für einen Kniegelenkersatz, Komponenten für einen Schultergelenkersatz, Komponenten für einen Ellbogengelenkersatz, Komponenten für einen Zehengelenkersatz, Komponenten für einen Fingergelenkersatz, für eine- Komponente zur Fusion von Wirbelkörpern der Lumbarwirbelsäule, für Komponenten für einen Bandscheibenersatz, für transgingivale Implantatsysteme, für orthodontische Implantatsysteme und Zahn(ersatz)-implantate geeignet ist.

Wie bereits vorerwähnt, eignet sich die erfindungsgemäße Oberflächenschicht mit ihren mit Füllmaterial gefüllten Poren für die vorstehend genannten Anwendungsgebiete in sehr guter Weise, da eine zementfreie Verankerung von Knochen an den Implantaten aufgrund der hervorragenden Eigenschaften der erfindungsgemäßen Oberflächenschicht, nämlich aufgrund der in dem Füllmaterial vorhandenen Mikroporen, gewährleistet ist, die ein optimiertes Ein- und Anwachsen von Knochen an der Oberflächenschicht und damit an dem Implantat gewährleisten.

Weitere Ausführungsformen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand nachfolgender Ausführungsbeispiele näher erläutert.

Ausgehend von einem gemahlenen, kantigen, über die Hydridstufe hergestellten Titanpulver wird dieses in einem ersten Schritt mit einer geringen Menge eines feinen Siliziumpulvers compoundiert. Das Titanpulver weist dabei eine Korngröße von kleiner 350 μm auf und das Siliziumpulver eine solche von maximal 65 μm. Das so entstandene Spritzpulver bzw. die so entstandenen Compoundpartikel bestehen aus nach wie vor kantigen Partikeln mit einem Achsenverhältnis von maximal 5:2. Als nächstes wird dieses compoundierte Pulver als offenporige Struktur auf die Implantatoberfläche aufgebracht. Die offenporige Schicht selbst hat eine Schichtdicke von 0,5 mm bis 1,5 mm und eine Porosität von 40 % bis 50 %. Die Größe der Poren, bestimmt als maximaler Durchmesser, beträgt 150 μm bis 400 μm. Die Öffnung dieser Poren gegen außen liegt im Bereich von 150 μm bis 500 μm. Diese Schicht wird mittels eines Vakuum-Plasma-Spritzverfahrens sowie unter Verwendung eines simultanen Lichtbogens aufgebracht. Die Plasma- Spritzparameter werden bei diesem Verfahren so eingestellt, daß die Titanpartikel zwar leicht angeschmolzen werden, aber beim Aufprall auf das Substrat, nämlich die Rohoberfläche des Implantats sowie bereits aufgebrachte Partikel, nur geringfügig kompaktiert werden. Durch den angewendeten Lichtbogen werden die aufgebrachten Titanpartikel zusätzlich miteinander verbunden sowie die sie verbindenden Sinterhälse und deren Verbindung mit dem Substrat, d.h. der Oberfläche des Implantats, verstärkt. Es entsteht ein zusammenhängendes Netzwerk von gegenseitig verbundenen Titanpartikeln und gleichzeitig eine zusammenhängende, innere Porosität.

Die Porosität der erfindungsgemäßen mittels eines Vakuum-Plasma-Spritzverfahrens aufgebrachten Titanschicht ist bis zu einer Zwischenschicht durchgängig, die über der Rohoberfläche des Implantats angeordnet ist. Die Zwischenschicht dient einer verbesserten Haftung der Oberflächenschicht, respektive der Gerüststruktur an dem Substrat und ist als dünne dichte Titanschicht ausgebildet, die auf der Rohoberfläche des Implantats abgeschieden wurde. Diese Zwischenschicht weist eine Dicke von ca. 50 μm auf.

Im Falle der nachträglichen Anwendung eines Lichtbogenverfahrens an dem Substrat, auf welchem die Teilchen aufgebracht werden sollen, dient dieses Substrat als Elektrode bzw. als Erdung. Durch den Lichtbogen, der in die aufgebrachten Partikel einkoppelt, wird an deren Verbindungsstellen untereinander und mit dem Substrat, die einen höherohmigen Übergangswiderstand darstellen, eine JouPsche Erwärmung erzeugt, die bewirkt, daß eine lokale Versinterung von diesen Verbindungsstellen erfolgt, ohne daß die Porosität und Rauhigkeit in übrigen Bereichen sowohl des Substrats als auch der aufgebrachten Partikel beeinflußt wird. Somit bleibt die Rauhigkeit und durchgängige Porosität, welche für ein Einwachsen von Knochengewebe optimal geeignet ist, nachhaltig erhalten, während die Festigkeit und der Zusammenhalt der Partikel untereinander und mit dem Substrat aufgrund der Anwendung des Lichtbogenverfahrens nachhaltig verbessert ist.

Die Vakuum-Plasma-gespritzten Schichten, insbesondere in Kombination mit dem Lichtbogenverfahren, weisen eine gute Haftfestigkeit gegenüber dem Substrat sowie hinsichtlich der Partikel untereinander und eine gute Scherfestigkeit innerhalb der Schicht auf.

Nachdem die offenporige biokompatible Oberflächenschicht, respektive die Gerüststruktur, auf vorgenannte Weise erzeugt worden ist, wird im Anschluß eine Füllung der Poren dieser Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur mit einem bioaktiven resorbierbaren Porenfüllmaterial vorgenommen. Dieses besteht aus einem Kieselsäure-Xerogel mit eingebetteten Hydroxylapatitpartikeln, die eine Größe von 10 nm bis 500 nm aufweisen. Dieses Füllmaterial weist ferner extrazelluläre Matrixproteine, Wachstumsfaktoren, knochenbildende Proteine, antibiotisch wirkende Substanzen sowie Gelatine und Kollagen auf. Diese Substanzen liegen in einer flüssigen Kieselsäure-Hydroxylapatit-Matrix vor. Zur Füllung der Poren der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur wird diese in ein Bad getaucht, das von der Kieselsäure-Hydroxylapatit-Matrix sowie den weiteren Inhaltsstoffen gebildet ist. Nachdem die Poren der Oberflächenschicht bzw. der Gerüststruktur mit der flüssigen Kieselsäure-Hydroxylapatit-Matrix und deren weiteren Inhaltsstoffen gefüllt sind, wird die Oberflächenschicht bzw. die Gerüststruktur aus dem Bad entfernt, die Kieselsäure- Hydroxylapatit-Matrix getrocknet und mittels einer thermischen Behandlung vernetzt. Durch diese thermische Behandlung bildet sich eine nanoporöse Xerogel-Matrix aus, die ein loses Netzwerk aus Polykieselsäuremolekülen und Hydroxylapatitpartikeln aufweist. Dieses lose Netzwerk ist hervorragend geeignet für ein Einwachsen von Osteoblasten.

Es sei darauf hingewiesen, daß die erfϊndungsgemäße Gerüststruktur zusammen mit dem die Poren dieser Gerüststruktur ausfüllenden Füllmaterial nicht nur im Zusammenhang mit Implantaten, sondern auch als Knochenfüllmaterial verwendet werden kann, wenn eine mit Füllmaterial gefüllte Gerüststruktur beispielsweise in Knochenhohlräume, Knochenrisse oder anderweitig beschädigte Knochen eingebracht wird. Auch in diesem Fall eignet sich mit Füllmaterial gefüllte Gerüststruktur hervorragend für ein Einwachsen von Knochenzellen, wobei letztere von allen Seiten in die Gerüststruktur bzw. das Füllmaterial einwachsen können, sofern diese frei zugänglich ist. Dies ist der Fall, wenn die Gerüststruktur nicht an einer Rohoberfläche eines Implantats oder an einer anderen Oberfläche angeordnet ist, sondern als solche vorliegt.

Des weiteren sei erwähnt, daß auch pharmakologisch wirksame Substanzen in das Füllmaterial implementiert werden können, die von den Knochenzellen aufgenommen oder in die Blutbahn abgegeben werden können und dort beispielsweise entzündungshemmend und/oder Knochenwachstum-beschleunigend wirken.

Die hochporöse Gerüststruktur kann in jeder Größe und in jeder Form, die geeignet ist, vorliegen, wobei explizit Stäbe, Zylinder, Blöcke und keilförmige Gerüststrukturen vorteilhaft sind.

Zusammenfassend läßt sich festhalten, daß sowohl die erfindungsgemäße offenporige biokompatible Oberflächenschicht für ein Implantat, ein aus dieser Oberflächenschicht hergestelltes Implantat als auch das erfindungsgemäße Verfahren zum Herstellen derselben eine gegenüber dem Stand der Technik neue und vorteilhafte Technologie darstellen, durch die ein schnelles und effektives Einwachsen von Knochenzellen in eine offenporöse Oberflächenschicht gewährleistet ist. Dies wird dadurch erreicht, daß innerhalb der Poren der offenporigen Oberflächenschicht eine Matrix zur Verfügung gestellt wird, an die Knochenzellen gut anhaften können und innerhalb der sich diese Knochenzellen gut ausbreiten, teilen und fortpflanzen können.

An dieser Stelle sei darauf hingewiesen, daß alle oben beschriebenen Teile für sich alleine gesehen und in jeder Kombination als erfϊndungswesentlich beansprucht werden. Abänderungen hiervon sind dem Fachmann geläufig.

Claims

P atentansp tüche

1. Offenporige biokompatible Oberflächenschicht für ein Implantat, die an einer Rohoberfläche des Implantats angeordnet ist, dadurch gekennzeichne t, dass

Poren der Oberflächenschicht zumindest teilweise, vorzugsweise zu mindestens

30 %, und besonders bevorzugt vollständig, mit einem Füllmaterial gefüllt sind.

2. Implantat bestehend aus einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht, wobei Poren der Oberflächenschicht zumindest teilweise, vorzugsweise zu mindestens 30 %, und besonders bevorzugt vollständig, mit einem Füllmaterial gefüllt sind.

3. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichne t, dass das Füllmaterial unter physiologischen Bedingungen resorbietbar oder löslich ist.

4. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennz eichn et, dass das Füllmaterial bioaktiv ist.

5. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennz eichnet, dass die Poren der offenporigen Oberflächenschicht zu einem zusammenhängenden dreidimensionalen Porennetzwerk verbunden sind, wobei die Oberflächenschicht als eine Gerüststruktur ausgebildet ist und wobei zumindest eine Mehrzahl der Poren über wenigstens eine seitliche Öffnung, die in einer seitlichen Begrenzung der Pore ausgebildet ist, kanal- und/oder bevorzugt tunnelartig miteinander in Kommunikation stehen.

6. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die offenporige Oberflächenschicht vollständig aus einem Metallschaum gebildet ist oder einen Metallschaum aufweist.

7. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennz eichnet, dass die Schichtdicke der Oberflächenschicht an einer Rohoberfläche des Implantats im Bereich von 0,1 mm bis 2,5 mm, vorzugsweise im Bereich von 0,3 mm bis 1,9 mm und besonders bevorzugt im Bereich von 0,5 mm bis 1,5 mm hegt.

8. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennz eichnet, dass die Oberflächenschicht, nämlich die Gerüststruktur, eine Porosität im Bereich von 20 % bis 70 %, vorzugsweise im Bereich von 30 % bis 60 % und besonders bevorzugt im Bereich von 40 % bis 50 % aufweist.

9. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennz eichnet, dass der maximale Querschnitt der Poren im Bereich von 10 μm bis 800 μm, bevorzugt im Bereich von 50 μm bis 600 μm und besonders bevorzugt im Bereich von 100 μm bis 300 μm hegt.

10. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennz eichnet, dass die Oberflächenschicht, nämlich die Gerüststruktur, aus einem unter physiologischen Bedingungen nicht oder nur langsam resorbierbaren Material, nämlich aus einem Metall und/oder einer Keramik und/oder einem Polymer, besteht.

11. Oberflächenschicht nach Anspruch 10, dadurch gekennz eichnet, dass die Oberflächenschicht aus, vorzugsweise kantigen, Metall-, insbesondere Titanpartikeln gebildet ist, die mit einer Menge im Bereich von 0,5 Gew.-% bis 8,5 Gew.-% ± 1,5 Gew.-%, vorzugsweise 0,5 Gew.-% bis 3,0 Gew.-% und besonders bevorzugt 1,0 Gew.-% ± 0,5 Gew.-%, Siliziumpartikel beschichtet, insbesondere compoundiert, sind.

12. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Metall ausgewählt ist aus einer Gruppe, die Folgendes umfasst: Titan und/oder Legierung(en) davon, Kobalt und/oder Legierung(en) davon, rostfreier Stahl, insbesondere Edelstahl, Magnesium und/oder Legierung(en) davon, Zirkonium und/oder Legierung(en) davon, Tantal und/oder Legierung(en) davon, sowie Mischungen der genannten Stoffe; die Keramik ausgewählt ist aus der Gruppe, die Folgendes umfasst: Aluminiumoxid, Zirkoniumoxid, Aluminiumoxid verstärktes Zirkoniumoxid, Zirkoniumoxid verstärktes Aluminiumoxid, Siliziumnitrid, Additive sowie Mischungen der genannten Stoffe; das Polymer ausgewählt ist aus einer Gruppe, die Folgendes umfasst: Polyetheretherketon(e) (PEEK), Polyaryletherketon(e) (PAEK), Polyimid(e) (PI), Polyurethan(e) (PU), Polycarbonaturethan(e) (PCU), Polyetherimid(e) (PEI), Polyethylen, insbesondere ultrahochmolekulares Polyethylen (UHMWPE), vorzugsweise vernetztes UHMWPE, Polypropylen, sowie Mischungen der genannten Stoffe.

13. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 sowie 3 bis 12, dadurch gekennz eichn et, dass zwischen der Rohoberfläche des Implantats und der Oberflächenschicht eine Zwischenschicht vorgesehen ist, die Titan und/oder Silizium aufweist, wobei die Zwischenschicht eine Schichtdicke von < 200 μm, vorzugsweise von < 100 μm und besonders bevorzugt im Bereich von 30 μm bis 50 μm hat.

14. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 sowie 3 bis 13, dadurch gekennz eichne t, dass die Rohoberfläche des Implantats CoCrMo und/oder Titan und/oder Zirkonium und/oder Legierungen davon aufweist.

15. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennz eichnet, dass das Füllmaterial Substanzen umfasst, die aus einer Gruppe ausgewählt sind, die Folgendes umfasst: Calciumphosphat, insbesondere Hydroxylapatit und/oder Tricalciumphosphat, Bruschit, Calciumsulfat, Siliziumoxid, insbesondere in Form von Kieselsäuregel, vorzugsweise Kiesel-Xerogel, Titanoxid, Gelatine, Kollagen, extrazelluläre Matrixproteine, Wachstumsfaktor(en), knochenbildende Proteine, Hydrogel(e), Stoff(e) mit antibiotischer Wirkung, gegebenenfalls pharmakologisch wirksame Substanzen, wie insbesondere entzündungs- und/oder schmerzhemmende Substanzen, sowie Mischungen der vorgenannten Substanzen.

16. Oberflächenschicht nach Anspruch 15, dadurch gekennz eichnet, dass eine Partikelgröße von als Füllmaterial eingesetzten, gegebenenfalls kristallinen, Substanzen im Bereich von 0,005 μm bis 50 μm, vorzugsweise im Bereich von 0,01 μm bis 5 μm und besonders bevorzugt im Bereich von 0,03 μm bis 0,5 μm hegt.

17. Oberflächenschicht nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da durch gekennz eichnet, dass das in die Poren der Gerüststruktur eingefüllte Füllmaterial Mikro- und Nanoporen mit einem durchschnittlichen freien Porenquerschnitt im Bereich von 0,1 nm bis 100 nm, vorzugsweise im Bereich von 0,3 nm bis 30 nm aufweist.

18. Verfahren zur Herstellung einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht für ein Implantat oder eines Implantats bestehend aus einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht, insbesondere Gelenk- oder Knochenersatzimplantat, gekennz eichnet durch folgende Schritte: a) Herstellen einer offenporigen biokompatiblen Oberflächenschicht in Form einer Gerüststruktur, gegebenenfalls an einer Rohoberfläche eines Implantat-Rohlings, und b) Füllen von Poren der offenporigen Oberflächenschicht mit einem, insbesondere bioaktiven, vorzugsweise resorbierbaren, Füllmaterial zumindest teilweise, vorzugsweise zu mindestens 30 %, und besonders bevorzugt vollständig.

19. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennz eichnet, dass

Schritt a) mittels Vakuum-Plasma-Spritzverfahren und/oder mittels PVD (physical vapour deposition) und/oder mittels CVD (chemical vapour deposition) und/oder mittels Sol-Gel- Verfahren und/oder mittels Sintern durchgeführt wird.

20. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 18 oder 19, da durch g.e kennz eichnet, dass die Gerüststruktur mittels eines Lichtbogens behandelt wird, der zwischen der Rohoberfläche des Implantat-Rohlings und/oder einer Zwischenschicht an dem Implantat-Rohling und/oder der Gerüststruktur an dem Implantat-Rohling, und einer Gegenelektrode während und/oder nach einem Aufbringen von Metall, insbesondere Titan- und/oder Compoundpartikel erzeugt wird.

21. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 18 bis 20, dadurch gekennz eichnet, dass

Schritt b) mittels folgender Schritte durchgeführt wird: b.l) Tauchen der Gerüststruktur in ein Sol-Bad, in welchem Füllmaterialsubstanzen gelöst und/oder dispergiert sind; b.2) Wärmebehandeln, Trocknen und Vernetzen des SoIs unter Ausbildung eines porösen Xerogels.

22. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 18 bis 21, dadurch gekennz eichnet, dass als Füllmaterial Substanzen verwendet werden, die aus einer Gruppe ausgewählt sind, die Folgendes umfasst: Calciutnphosphat, insbesondere Hydroxylapatit und/oder Tricalciumphosphat, Calciumsulfat, Siliziumoxid, insbesondere in Form von Kieselsäuregel, vorzugsweise Kiesel-Xerogel, Titanoxid, Gelatine, Kollagen, extrazelluläre Matrixproteine, Wachstumsfaktor(en), knochenbildende Proteine, Hydrogel(e), Stoff (e) mit antibiotischer Wirkung sowie Mischungen der vorgenannten Substanzen.

23. Implantat, insbesondere Gelenkersatzimplantat mit einer Oberflächenschicht oder bestehend aus einer Oberflächenschicht, dadurch gekennz eichn et, daß die Oberflächenschicht gemäß einem der Ansprüche 1 bis 17 ausgebildet und/oder nach einem Verfahren gemäß einem der Ansprüche 18 bis 22 hergestellt ist.

24. Verwendung einer Oberflächenschicht und/oder eines Implantats gemäß einem der Ansprüche 1 bis 17, und/oder hergestellt nach einem Verfahren gemäß einem der Ansprüche 18 bis 22 für Hüftschäfte, Schalen für Hüftgelenke, Femurkomponenten für einen Kniegelenkersatz, Tibiakomponenten für einen Kniegelenkersatz, Komponenten für einen Schultergelenkersatz, Komponenten für einen Ellbogengelenkersatz, Komponenten für einen Zehengelenkersatz, Komponenten für einen Fingergelenkersatz, für eine Komponente zur Fusion von Wirbelkörpern der Lumbalwirbelsäule, für Komponenten für einen Bandscheibenersatz, für transgingivale Implantatsysteme, für orthodontische Implantatsysteme, Zahn(ersatz)-implantate und Knochen(ersatz)-implantate.