DE69716505T2

DE69716505T2 - Implantatwerkstoff und Verfahren zu seiner Herstellung

Info

Publication number: DE69716505T2
Application number: DE69716505T
Authority: DE
Inventors: Eugenia Ribeiro De Sousa Fidalgo Leitao
Original assignee: Isotis NV
Current assignee: OctoPlus Sciences BV
Priority date: 1996-05-10
Filing date: 1997-05-12
Publication date: 2003-06-26
Anticipated expiration: 2017-05-13
Also published as: US6146686A; ES2196252T3; CA2205107A1; ATE235927T1; US6069295A; DE69720316D1; DE69716505D1; ES2185861T3; CA2205104A1; ATE226453T1; DE69720316T2

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine implantierbare Vorrichtung, ein Verfahren zur Herstellung einer solchen Vorrichtung und die biomedizinische Verwendung einer solchen Vorrichtung.
US-Patent 5,456,723 offenbart ein Implantat mit einer porösen Metalloberfläche, die durch Sandbestrahlung und reduktives Säureätzen behandelt wurde, was zu einer Oberflächenmikrorauheit mit einer maximalen Rauigkeitspeak-zu-Vertiefungshöhe von etwa 20 bis 30 um und einem Rauigkeitsabstand von etwa 1 bis 5 um führte. Die extrem scharfe, kammartige Struktur ist notwendig, um eine ausreichende Adhäsion zwischen dem Implantat und dem Beschichtungsmaterial (Hydroxyapatit), welches darauf durch Verankerung des Hydroxyapatits im Implantat gebildet wurde, zu bewirken.
Ein Nachteil der meisten mit Hydroxyapatit beschichteten Implantate liegt darin, dass die Verankerung von Hydroxyapatit auf dem Implantat hohe Verarbeitungstemperaturen benötigt, was die Auswahl bezüglich der Substratmaterialien begrenzt und zu höheren Verarbeitungskosten führt. Die früher bevorzugte Technik für die Beschichtung von Implantatmaterialien mit Hydroxyapatit ist die Plasmaabscheidung (bezüglich einer Übersichtsdarstellung vgl. P. Serekian in Hydroxylapatite Coatings in Orthopaedic Surgery, Hrsg. Geesink und Manley, Raven Press NY, 1993, S. 81-87). Neben den hohen Temperaturen stellt die relativ große Teilchengröße, in der Größenordnung von 30-70 um, einen weiteren Nachteil der Plasmaabscheidungstechnik dar.
Das Ziel der vorliegenden Erfindung liegt darin, eine implantierbare Vorrichtung bereitzustellen, die in einer breiten Vielzahl von biomedizinischen Anwendungen (Chirurgie, Knochenersatz, Prosthodontie etc.) verwendet werden kann und zu einer wirksamen Knochenbildung führt und bei Raumtemperatur verarbeitet bzw. bearbeitet werden kann.
Erreicht wird das Ziel durch einen geformten Gegenstand, geeignet als ein Implantat aus einem Feststoff, das heißt einem nicht fluiden, porösen oder nicht porösen Material mit einer Oberflächennanorauheit mit einem mittleren Abstand der Peaks (Ra-Wert) zwischen 10 nm und 1000 nm, welches die Bildung einer Verbundmaterialbeschichtung bewirkt, wenn es in Lösungen von Knochen bildenden Komponenten angebracht wird.
Die Oberflächenrauheit ist ein kritischer Faktor des erfindungsgemäßen Gegenstandes. Die Oberflächenrauheit wird hierin definiert durch den mittleren Abstand der Peaks, das heißt den mittleren Abstand zwischen Rauigkeitsspitzen auf der Oberfläche (Ra-Wert). Dieser mittlere Peakabstand kann beispielsweise durclh Rasterelektronenmikroskopie (REM) bestimmt werden. Allgemein sollte der mittlere Abstand der Peaks 1000 nm oder weniger betragen. Die geeignetste Rauheit hängt von der Art des Materials des Gegenstandes ab. Für Gegenstände aus Titan kann der mittlere Abstand der Peaks z. B. 10 bis 200 nm betragen, für polymere Materialien beträgt der bevorzugte Abstand der Peaks 20 bis 500 nm, wohingegen für Edelstahl der Abstand der Peaks in vorteilhafter Weise zwischen 50 und 1000 nm liegt. Allgemein liegt der bevorzugte mittlere Peakabstandsbereich zwischen 2 und 500 nm.
Die Tiefe der Oberflächenrauheit des Gegenstandes ist weniger kritisch als der Peakabstand. Allerdings ist eine minimale Tiefe wünschenswert, insbesondere eine Peakhöhe - bezüglich der tiefsten Stellen auf der Oberfläche - von mindestens 20 nm bis zu etwa 2000 nm. Die bevorzugte mittlere Tiefe liegt in der gleichen Größenordnung wie der durchschnittliche Peakabstand und beträgt insbesondere 50 nm bis 1000 nm. Die mittlere Tiefe kann ebenso durch Rasterelektronenmikroskopie bestimmt werden.
Das Substrat des Implantatgegenstandes kann verschiedene Materialien beinhalten. Diese umfassen Metalle, insbesondere biokompatible Metalle wie Titan, Tantal, Niob, Zirkon und Legierungen davon, außerdem Edelstahl. Eine weitere verwendbare Klasse von biokompatiblen Materialien umfasst organische, natürliche und synthetische Polymere wie Polyethylen, Polypropylen, Polytetrafluorethylen (Teflon®), die auch biologisch abbaubare Polymere wie Polyglykolsäure, Polymilchsäure oder bestimmte Polysacharide sein können. Keramische Materialien wie Calciumphosphat, Aluminiumoxid oder Bioglas sowie Verbundstoffmaterialien können ebenso als ein Implantatsubstrat verwendet werden. Das Material kann porös oder nicht porös sein. Ist es porös, werden die Poren von den Vertiefungen der Oberflächenrauheit durch ihre Tiefe unterschieden, das heißt die Poren haben Tiefen, die im Wesentlichen größer als 2 um sind, und die Oberflächenrauheit kann den Porenwänden überlagert sein.
Das Substrat mit der Oberflächenrauheit gemäß der obigen Definition kann sehr wirksam mit einer Schicht aus einem Calciumphosphat entweder in vitro oder in vivo beschichtet werden. Wird die Calciumphosphatbeschichtung in vitro aufgebracht, kann die Calciumphosphatschicht relativ dünn sein, in der Größenordnung von z. B. 50 nm bis 200 um, insbesondere 1 bis 50 um. Das Calciumphosphat bildet bevorzugt kleine Kristalle, wodurch eine amorphartige Struktur erzeugt wird. Das Calciumphosphat kann jegliche Kombination aus Calcium- und Phosphationen sein, wahlweise zusammen mit z. B. Hydroxid-, Chlorid-, Sulfat-, Nitratanionen etc. oder Wasserstoff-, Natrium-, Kalium-, Magnesiumkationen etc. Bevorzugt ist das Calciumphosphat kein Hydroxyapatit, da Letzterer dazu tendiert, zu große Teilchen aufzuweisen.
Die Calciumbeschichtung kann aus einer Lösung aufgebracht werden, die Calcium- und Phosphationen enthält. Die Lösung kann gesättigt oder sogar übersättigt sein, aber sie kann auch relativ verdünnt sein. Dies ist ein wichtiger Vorteil der vorliegenden Erfindung, da dies die Bildung einer Calciumphosphatbeschichtung aus praktisch jeder Lösung ermöglicht, die Calcium- und Phosphationen enthält. Der pH-Bereich der calciumphosphathaltigen Lösung kann zwischen 4 und 10 liegen, bevorzugt zwischen 6 und 8.
Die Erfindung liefert auch ein Verfahren zur Herstellung eines geformten Gegenstandes gemäß der obigen Beschreibung, umfassend das Unterziehen eines festen Materials einer mechanischen oder chemischen Oberflächenbehandlung, bis eine Oberflächenrauheit mit dem benötigten mittleren Abstand der Peaks (Ra-Wert) erhalten wird.
Die mechanische Oberflächenbehandlung kann z. B. eine Schleif- oder Scheuerbehandlung unter Verwendung von herkömmlichem Sandpapier, Schmirgelpapier oder Glaspapier mit einer geeigneten Feinheit (z. B. Klasse bzw. Einteilung 4000) sein, wahlweise in der Gegenwart von Wasser oder anderen Flüssigkeiten. Diamantpaste kann ebenso bei der mechanischen Oberflächenbehandlung verwendet werden. Die Oberflächenaufrauung kann weiterhin durch Pulverbestrahlung unter Verwendung von geeigneten feinen Pulvern erhalten werden. Die chemische Oberflächenbehandlung kann z. B. eine Behandlung mit einer starken, bevorzugt einer Mineralsäurelösung wie Fluorwasserstoffsäure, Salzsäure, Schwefelsäure, Salpetersäure, Perchlorsäure oder Kombinationen davon sein, wahlweise gefolgt von oxidierenden Mitteln wie Salpetersäure, Persäuren, Hydroperoxiden oder Wasserstoffperoxid, wahlweise gefolgt von Neutralisierungsschritten. Es ist wichtig, dass die Oherflächenaufrauung unter kontrollierten Bedingungen durchgeführt wird, um ein einheitliches Ergebnis sicherzustellen.
Die erfindungsgemäßen implantierbaren Vorrichtungen, deren Oberfläche aufgeraut wurde, sind gedacht für eine biomedizinische Verwendung, das heißt als ein Knochenersatz, eine Gelenkprothese, ein Zahnimplantat (Prosthodontie), ein maxillofaciales Implantat, eine Hilfe für eine Wirbeloperation, eine transkutane Vorrichtung (Stoma und Ähnliches) und andere medizinische oder kosmetische Vorrichtungen. Solche Implantate können als ein Knochenersatz oder als eine Knochenverstärkung fungieren, allerdings auch als ein Mittel zur Fixierung einer Vorrichtung an einem bestimmten Knochen.
Die implantierbaren Vorrichtungen können als solche bereitgestellt werden, das heißt ohne Calciumphosphatbeschichtung. Die Knochenbildung kann dann in vivo auf Grund der Anwesenheit der spezifischen Oberflächenrauheit induziert werden, was zu einer Bildung einer Calciumphosphatbeschichtung in situ führen kann. Die Gegenstände können auch mit Calciumphosphat vorbeschichtet werden, wobei die Vorbeschichtung dann dazu dient, die Knochenbildung und die Fixierung des Implantats im Zielorganismus zu beschleunigen und zu erhöhen.

BEISPIEL 1

Materialien und Verfahren

Ti-6Al-4V- und Ti-Al-2,5Fe-Proben mit einem Durchmesser von 9; 15 mm bzw. 5 mm und 1,5 mm dick wurden verwendet. Sie wurden flach geschliffen in SiC-Papieren, 1200, 4000 Schleifstaub und mit Diamanten bis auf 1 um poliert. 316L-Edelstahlproben, ca. 80 mm², wurden ebenso in SiC-Papieren, 1200 und 4000 Schleifstaub, geschliffen. Alle Proben wurden mit Ultraschall in 90% Ethanol für 20 Minuten gereinigt, gefolgt von einer 20-minütigen Doppelspülung mit destilliertem Wasser, und wurden mit heißer Luft getrocknet. Die Oberflächenrauheit wurde mit einem Laserprofiltastschnittgerät (Perkin Elmer) gemessen. Tabelle 1 zeigt die Ergebnisse der folgenden Rauheitsparameter: Ra- arithmetisches Mittel der Rauheitshöhe, R2 - mittlere Rauigkeits- zu - Vertiefungshöhe und Rmax - maximale Rauheitstiefe.
Nach dem Polieren und Reinigen der Oberfläche wurden alle Proben in "Hanks' Balanced Salt Solution" (HBSS) bei 37ºC für 14 Tage in getrennten Polyethylenbehältern eingetaucht. Um eine konstante Versorgung mit der Lösung zu ermöglichen, wurde diese alle 48 Stunden gewechselt. Leere Polyethylenbehälter wurden als Referenz verwendet. Eine Probe jeder Lösung wurde in 2 ml-Eppendorf® bei 4ºC gelagert. Ca- und P-Konzentrationen in diesen Lösungen wurden später durch Atomabsorptionsspektrometrie (Varian SpectAA 300) bzw. Spektrofotometrie (Vitalab 21, Vitalab Scientific) bestimmt. All diese Ergebnisse stellen den Mittelwert von zumindest drei Messungen dar.
Alle Oberflächen wurden durch Rasterelektronenmikroskopie (Philips SEM 525M) vor und nach dem Eintauchen betrachtet und durch XRMA (Voyager XRMA, NORAN Instruments) analysiert. XRD (Philips Thin-film XRD) wurde verwendet, um die Struktur der Ausfällungsschicht zu bestimmen, und AFM wurde verwendet, um deren Morphologie auf polierten Titanlegierungen zu beobachten.

Ergebnisse und Diskussion

Abb. 1 zeigt die Ca-Konzentrationen als Funktion der Zeit. Eine monotone Abnahme der Ca-Konzentrationen wurde in den Lösungen, die in Kontakt mit den Legierungen waren, detektiert. Das gleiche Phänomen wurde für die Referenz-HBSS beobachtet. Bis Tag 5 waren alle Kurven ähnlich, aber nach Tag 5 zeigten die Ti-6Al-4V-1 um-Proben eine höhere Abnahme, welche 123 ± 1,5 ppm erreichte. Sowohl für die Ti-6Al-4V-4000- als auch die Ti-Al-2,5Fe-1 um-Proben nahm die Ca-Konzentration nach Tag 7 rascher ab, dadurch erreichend ähnliche abschließende Ca-Aufnahmekonzentrationen, 61 ± 2, 3 bzw. 63 ± 1,5 ppm. Alle anderen Oberflächen zeigten Ca-Aufnahmewerte zwischen 5 und 20 ppm.
Abb. 2 zeigt die P-Konzentration als Funktion der Zeit. Die P-Aufnahmekurven zeigten ebenso wie die Ca-Bestimmungen eine Abnahme als Funktion der Zeit. Ti-6Al-4V, 4000 und 1 um, und Ti-Al-2,5Fe, 1 um, zeigten die höchste P-Aufnahme; 29 ± 2,1, 34 ± 1,5 bzw 58,5 ± 2,2 ppm. Diese Ergebnisse legen nahe, dass eine Ca- und P-reiche Ausfällung auf allen Oberflächen aus HBSS gebildet wird. In der Tat konnte ein weißer Film, abgeschieden auf dem Polyethylen, das in Kontakt mit HBSS war, gesehen werden. Ti-Al- 2,5Fe-4000 und -1200 zeigten die niedrigste Ca- und P-Aufnahme. Die Abnahme bezüglich Ca und P wurde dem Wachstum von Ausfällungskeimen bzw. Ausfällungskernen auf den Oberflächen aus der HBSS-Lösung zugeschrieben. Ein ähnliches Verhalten wurde von Li et al. [6] nach dem Eintauchen von Silikagel und von aus Gel erhaltenem Titandioxid in einer simulierten Körperflüssigkeit gefunden; Radin et al. [2] berichteten ebenfalls über eine Abnahme der Ca- und P-Konzentration in einer simulierten physiologischen Lösung nach dem Eintauchen von Keramikteilchen.
Abb. 3 zeigt REM-Aufnahmen der Metalloberflächen nach dem Eintauchen in HBSS. Ein Vergleich der Aufnahmen auf Abb. 3 zeigt, dass die Ausfällungsschicht eine ebene Morphologie bzw. Plattenmorphologie aufweist, auf der "Kügelchen" und/oder Kristalle wachsen. XRMA zeigte eine höhere Menge an Ca und P auf diesen Teilchen als in der Plattenausfällung. Es war möglich zu beobachten, dass die Platten auf einigen Oberflächen, nämlich Ti-6Al-4 V, 1200 und 1 um, Ti-Al-2,5Fe, 1 um, und Edelstahl 1200, brachen. Die Orientierung dieser Risse hängt anscheinend nicht von der Orientierung der Abschleifdefekte ab, da es möglich ist, eine zufällige bzw. statistische Rissbildung auf den Platten zu beobachten. Die auf Ti-6A1-4 V, 4000, gebildete Ausfällung zeigt bei der Vergrößerung, die derjenigen der anderen Beobachtungen entspricht, eine kontinuierliche Textur. Es war lediglich möglich, Risse auf diesen Oberflächen, auf der Ca- und P-reichen Schicht, bei Vergrößerungen von mehr als 2400 · zu detektieren.
Li et al. [6] führten eine Reihe von Experimenten durch, bei denen Silikagel in SBF eingetaucht wurde. Sie schlagen vor, dass die Regulierung des Apatitwachstums mit dem molaren Ca/P-Verhältnis der Flüssigkeiten verknüpft ist. Fugishiro et al. [1] erhielten unterschiedliche HA-Morphologien durch Immersion von Fe und Ti in Ca(edta) -NaH&sub2;PO&sub4;- Lösung. Verschiedene Ca(edta)²&supmin;Xonzentrationen hatten einen direkten Effekt auf die Morpholo gie des Hydroxyapatitfilms.
REM-Beobachtungen legen nahe, dass die Morphologie der Ausfällungsschicht anscheinend sowohl vom Material als auch von der Oberflächenbehandlung abhängt, da die Immersionsflüssigkeit in allen Experimenten dieselbe war.
Abb. 4 zeigt eine AFM-Aufnahme von einer Ti-Al-2,5Fe-1 um-Probe. Es ist offensichtlich, dass die calciumphosphatreiche Beschichtung durch die Agglomeration von sphärischen Teilchen gebildet wird. Ähnliche Ergebnisse wurden für die Ti-6Al-4V-1um-Oberflächen erhalten. Es scheint, dass die Bildung der Beschichtung mit der heterogenen Ausfällung von Keimen bzw. Kernen beginnt, die sich mit der Zeit ansammeln, bis die gesamte Oberfläche bedeckt ist.
Es war bemerkenswert, dass die Ti-Al-2,5Fe-Legierungsoberflächen 4000 und 1200 keine Plattenausfällungen zeigten. Es war nur möglich, kleine verstreute Abscheidungen zu beobachten, die bezüglich der Kristalle eine ähnliche Morphologie aufwiesen. XRMA- Erfassung auf den eben geschliffenen Oberflächen zeigte keine Anwesenheit von Ca oder P. Die gleiche Erfassung bezüglich der Kristalle zeigte die Anwesenheit der Legierungselemente, Ca und P, verbunden bzw. verknüpft mit Si. Si scheint als ein Keim für die Ausfällung und das Wachstum von Kristallen zu fungieren. Diese Verunreinigung ist wahrscheinlich auf das SiC-Schmirgelpapier, das während der Oberflächenzubereitung verwendet wurde, zurückzuführen. Entweder war die Entfettung und Reinigung der Oberfläche auf diesen Oberflächen nicht ausreichend, um SiC zu entfernen, oder es könnten einige SiC-Teilchen in der Legierungsoberfläche verankert sein, da Ti-Al-2,5Fe bezüglich der anderen Legierungen ein weicheres Material darstellt.
Abb. 5 zeigt XRMA-Spektren, aufgenommen von einer Ti-6A1-4V-4000-Probe vor und nach dem Eintauchen in HBSS. Man kann die Anwesenheit der Legierungselemente sowie sehr gut definierte Ca- und P-Peaks auf den Spektren nach dem Eintauchen beobachten. Das berechnete Ca/P-Verhältnis beträgt 1,56 ± 0,03, was zeigt, dass die Ausfällung wahrscheinlich überwiegend aus Tricalciumphosphat besteht.
Abb. 6 zeigt XRD-Spektren, aufgenommen von nicht eingetauchten (A) und eingetauchten (B) Ti-6A1-4V-1 um-Oberflächen. Auf den eingetauchten Proben kann das Auftreten eines gut definierten [002]-Peaks und eines breiteren Peaks, der anscheinend durch die Verbindung der Peaks [211] und [112] gebildet wird, was die amorphen Eigenschaften des Calciumphosphats anzeigt, beobachtet werden. Diese Ergebnisse legen nahe, dass die Ausfällungsschicht eine amorphe, apatitähnliche Struktur aufweist. Ähnliche Ergebnisse wurden für die Ti-Al-2,5Fe-1um-Proben erhalten.
Die Dicke dieser Schicht wurde früher durch REM-Beobachtungen bestimmt und beträgt ca. 5 um. Li et al. [6] beobachteten die Entwicklung von Hydroxyapatitabscheidungen auf aus Gel erhaltenem Titandioxid als Funktion der Zeit nach dem Eintauchen in eine simulierte Körperflüssigkeit. In den Anfangsstufen detektierten sie verstreute Ausfällungen über die gesamte Oberfläche, die in Zahl und Größe zunahmen, bis schließlich die gesamte Oberfläche durch eine Beschichtung von 10 um bedeckt war. Ducheyne et al. [5] berichteten über die Bildung von kleinen Abscheidungen auf Titanscheiben nach einer eintägigen Einwirkung einer simulierten physiologischen Lösung. Zwei Wochen differenzieller Immersion wurden benötigt, um eine Apatitschicht mit einer Dicke von 1 um zu bilden.
Hanawa et al. [3] berichteten auch, dass Apatit in natürlicher Weise auf Titan gebildet wird, wenn Titan in eine Lösung eingetaucht wird, deren pH-Wert vergleichbar ist mit demjenigen der Bioflüssigkeit. Sie berichteten über eine Dicke von 7 nm des auf Ti-6Al- 4 V gewachsenen Apatitfilms, was es dieser Schicht unmöglich macht, Eigenschaften von Calciumphosphat in dieser Umgebung zu zeigen.
Die vorliegenden Ergebnisse zeigen, dass ein Calciumphosphat mit einer apatitähnlichen Struktur auf den Oberflächen von polierten Titanlegierungen in natürlicher Weise gebildet wird. Auf Grund der Dicke dieser Schicht ist sie eine geeignete Oberfläche für die Knocheninduktion. Dicken von zumindest 1 um werden für das Calciumphosphat benötigt, dass es seine Eigenschaften zeigen und Knocheninduktion verursachen kann [5].

Schlussfolgerungen

Die Morphologie von Calciumphosphatausfällungen hängt von dem Metallsubstrat und dessen Oberflächeneigenschaften ab. Es ist möglich, eine natürlich gebildete Calciumphosphatbeschichtung durch Immersion von Metallen wie Titanlegierungen und Edelstahl in HBSS zu erzeugen. Ti-6Al-4V-4000 scheint die günstigste Oberfläche zu sein, um eine kontinuierliche und stärker anhaftende, apatitähnliche Beschichtung zu bilden, die zur Knocheninduktion fähig ist.

BEISPIEL 2: Bestimmung der Calciumphosphattiefenverteilung auf einem Titanlegierungssubstrat unter Verwendung von Röntgenfotoelektronenspektroskopie

Diese Beispiel veranschaulicht die Bestimmung der Tiefenverteilungen von ausgewählten Elementen in einer calcium-, phosphor- und sauerstoffhaltigen Beschichtung auf einer Titanlegierungsprobe unter Verwendung von Röntgenfotoelektronenspektroskopie (XPS oder ESCA) für die Tiefenprofilbestimmung.

Materialien

Die Proben waren Titanlegierungsplatten, deren Oberfläche gemäß dem Verfahren aus Beispiel 1 behandelt wurde, um eine Calciumphosphatbeschichtung bei der Immersion in Kalkbildungslösungen bzw. Kalzifizierungslösungen oder simulierten Körperflüssigkeiten zu bilden. Die Proben wurden direkt ohne Vorbehandlung an einem XPS-Standardprobenhalter unter Verwendung einer Federklemmenanordnung angebracht. Die äußere Beschichtungsoberfläche war ausreichend elektrisch leitend, so dass keine elektrostatischen Ladungsprobleme während der Röntgenbestrahlung oder des Ionenstrahlätzens auftraten. Alle Analysen wurden unter Verwendung einer Surface Science Instruments (SSI) M- Probe, arbeitend bei einem Basisdruck von 3 · 10&supmin;&sup9; Torr, durchgeführt.

Verfahren

Ein Übersichtsspektrum wurde von der Oberfläche, "so wie sie erhalten wurde", aufgenommen, um die Oberflächenzusammensetzung der Beschichtung zu bestimmen und daher die Elemente zu bestimmen, die für das Tiefenprofil zu beobachten bzw. aufzunehmen sind. Das XPS-Tiefenprofil wurde durch abwechselnde Argonionenzerstäubung (über eine Fläche von etwa 2 · 2 mm) und Datenerfassung (aus einem Bereich von etwa 300 im im Durchmesser, im Zentrum des geätzten Kraters liegend) erhalten. Analysierte Elemente waren Kohlenstoff, Sauerstoff, Calcium, Phosphor, Magnesium und Titan. Die Ätzzeit pro Schritt war von 15 bis 120 Sekunden pro Zyklus variierbar und die Ätzgeschwindigkeit betrug 3 nm/Minute unter Verwendung einer Gesamtzerstäubungszeit von 4470 Sekunden.

Ergebnisse

Die chemische Oberflächenzusammensetzung (in Atom-%) der Beschichtung, "so wie sie erhalten wurde", betrug: 44,9% Kohlenstoff, 33,8% Sauerstoff, 10,5% Calcium, 8,8% Phosphor, 2,0% Magnesium und 0% Titan (Abb. 7). Das Tiefenprofil der Beschichtung zeigte einen graduellen Übergang von Calcium und Phosphor aus der Beschichtung in das Substrat, was den Einbau dieser Elemente in die Oberfläche (Oxidschicht) und folglich eine chemische Bindung zwischen Beschichtung und Substrat anzeigt (Abb. 8). Die Calcium-Sauerstoff-Phosphor-Schicht (Calciumphosphat) wird auf etwa 90 nm geschätzt, unter der Annahme einer Zerstäubungsgeschwindigkeit von 3 nm pro Minute, wie mit einem Tantalpentoxidfilm auf Tantal kalibriert wurde, und das die "Grenzfläche" als der Punkt definiert wird, an dem Titan etwa 50% seines Endwertes erreicht. Eine dünne Schicht aus Titanoxid trennt die Calciumphosphatschicht von dem Titanlegierungssubstrat. Die Grenzfläche zwischen dem Calciumphosphat und Titan zeigt Änderungen in der Sauerstoff-, Phosphor-, Calcium- und Titanchemie. Die XPS-Peakbindungsenergien von Calcium und Phosphor nehmen an der Grenzfläche mit dem Titan, an der eine Titanoxidschicht gefunden wird, ab. Ein Zwischenphasenbereich ist an der Grenze bzw. Begrenzungsfläche wahrscheinlich und Sauerstoff wurde aus dem Calciumphosphat abgereichert, um Titandioxid an der Grenzfläche zu bilden. Metallisches Titan liegt unterhalb des Zwischenphasenbereichs vor. Magnesium wird mit 2-4 Atom-% in der Calciumphosphatschicht detektiert und die Magnesiumkonzentration nimmt mit der Tiefe in Richtung der Grenzfläche mit dem Titan (Oxid) leicht zu. Kohlenstoff wird im inneren Volumenbereich bzw. in der Hauptmenge des Titans gefunden.

Schlussfolgerung

Die Calciumphosphatschicht, die auf dem Titanlegierungssubstrat gebildet wird, ist an das Substrat über dessen Oberflächenoxidschicht chemisch gebunden.

BEISIPIEL 3: Herstellung von biomimetischen Calciumphosphatbeschichtungen auf metallischen Implantaten

Dieses Beispiel veranschaulicht eine neue, zweistufige chemische Behandlung für die Herstellung eines Implantats mit einer spezifischen Oberflächenrauheit, was zu einer metallischen Oberfläche führt, die die schnelle Ausfällung von biomimetischen Calciumphosphat-(Ca-P)-Beschichtungen aus übersättigten in vitro-Kalkbildungslösungen bzw. Kalzifizierungslösungen (SCS) ermöglicht. Die spezifische Oberflächenrauheit führt zu den folgenden Vorteilen: (i) die biomimetischen Beschichtungen, die direkt aus SCS induziert werden, sind an die metallischen Substrate chemisch gebunden und zeigen ein höheres Knochenbindungsvermögen, (ii) die Beschichtungen können auf komplex geformten und/oder makroporösen Implantaten hergestellt werden, und (iii) es ist ein kontrollierbarer und kosteneffektiver Weg, Ca-P-Beschichtungen zu erhalten.

Materialien und Verfahren

Eine kürzlich entwickelte, zweistufige chemische Behandlung wurde auf den metallischen Implantatmaterialien, das heißt kommerzielles, reines Titan (cp. Ti), getempertes Ti-6Al- 4 V und poröses Tantal (Ta), durchgeführt, um eine spezifische Oberflächenrauheit zu erzeugen. Während dieser Behandlung wurden zwei Reihen von chemischen Reagenzien für Titan-(cp. Ti und Ti-6Al-4V)- bzw. Tantalimplantatmaterialien verwendet, die zu dem Vorliegen der spezifischen Oberflächenrauheit führten, die für die Herstellung der Beschichtung notwendig ist. Für Erstere wurden die Proben mit einem Gemisch von HCl und H&sub2;SO&sub4; behandelt, gefolgt von der Immersion in einer NaOH-Lösung. Die porösen Tantatproben wurden mit einem Gemisch von HCl, H&sub2;SO&sub4; und HF behandelt, gefolgt von der Immersion in H&sub2;O2.
Zwei Arten von SCS mit unterschiedlichen Ca- und P-Konzentrationen, eine Lösung für die schnelle Kalkbildung (FCS) und eine kommerzielle "Hanks' Balanced Salt Solution" (HBSS) wurden für die Herstellung der biomimetischen Ca-P-Beschichtungen verwendet. Um die Ca-P-Keimbildung auf den metallischen Oberflächen zu fördern, wurde ein Vorkalzifizierungsverfahren (Vor-Ca) bezüglich der Hälfte der behandelten Proben vor dem Eintauchen in SCS durchgeführt. Vor-Ca wurde ausgeführt durch Inkubieren der Proben in 0,5 N Na&sub2;HPO&sub4; über Nacht, gefolgt von der Überführung in gesättigte Ca-(OH)&sub2;- Lösung für 5 Stunden. Das für die Immersion verwendete FCS-Lösungsvolumen betrug 15 ml pro cm² Probenoberfläche. Die Proben wurden in abgeschlossenen Polystyrolfläschchen bei 37ºC in ein kalibriertes Wasserbad eingetaucht.
Rasterelektronenmikroskopie (REM) zusammen mit energiedispersiver Röntgenanalyse (EDX), Röntgenbeugung (XRD) und Infrarot-(IR)-Spektrofotometrie wurde verwendet, um die erhaltenen Ca-P-Beschichtungen zu charakterisieren.

Ergebnisse

Die biomimetischen Ca-P-Beschichtungen wurden auf den behandelten cp. Ti- und Ti- 6Al-4V-Proben durch Eintauchen in FCS und HBSS schnell ausgefällt, unabhängig davon, ob das Vor-Ca-Verfahren durchgeführt wurde oder nicht. Aber die Vor-Ca- Behandlungen konnten die Ausfällungsgeschwindigkeit der Ca-P-Beschichtungen beträchtlich beschleunigen, wie in Tabelle 2 angegeben wird.
Abb. 9 zeigt, dass eine biomimetische Ca-P-Beschichtung mit einer ungefähren Dicke von 16 um auf behandeltem cp. Ti nach einer Immersion von 16 Stunden in FCS mit Vor-Ca gebildet wurde. Die Beschichtung wurde mit zunehmender Immersionszeit dicker, wie durch die EDX- (Abb. 10) und XRD-Ergebnisse (Abb. 11) gezeigt wird. Die Ausfällungsgeschwindigkeit der Ca-P-Beschichtung in HBSS ist niedriger als diejenige in FCS. Aber die Beschichtung aus HBSS (Abb. 12) war viel dichter als diejenige aus FCS. Die Beschichtung aus HBSS bestand überwiegend aus Apatit (Abb. 13). Biomimetische Ca-P- Beschichtungen konnten auch auf porösen Ta-Proben (Abb. 14) nach der Behandlung ausgefällt werden. Die Änderung des Oberflächengehalts der Probe wurde durch EDX detektiert, wie in Abb. 15 gezeigt wird. Es ist bemerkenswert, dass auf keiner unbehandelten Probe nach zweiwöchiger Immersion in FCS oder HBSS eine Ausfällung beobachtet wurde, selbst mit Vor-Ca. Die Bildung einer spezifischen Titan- und Tantaloxidschicht nach deren Behandlungen ist wahrscheinlich der Hauptgrund für die induktive Ausfällung von Ca-P-Beschichtungen durch in vitro-Immersion in SCS. Die Behandlungsverfahren für Titanimplantate und Tantal konnten nicht ausgetauscht werden, da ansonsten keine Ca-P-Beschichtung erhalten wurde.

Schlussfolgerungen

Diese biomimetische Calciumphosphatbeschichtungsuntersuchung hat Folgendes gezeigt:
Die jüngst entwickelte zweistufige Behandlung ist ein effektives Verfahren für die Herstellung von bioaktiven, metallischen Implantatoberflächen, wodurch eine schnelle Ausfällung von anhaftenden, biomimetischen Ca-P-Beschichtungen durch in vitro-Immersion in SCS ermöglicht wird. Die chemischen Reagenzien, die für die Behandlung von Titanimplantatmaterialien und Tantal benötigt werden, unterscheiden sich voneinander.
Die Ausfällung von Ca-P-Beschichtungen konnte durch die Vorkalzifizierung der behandelten Proben vor den Immersionen dramatisch beschleunigt werden.
Die Ausfällungsgeschwindigkeit und Zusammensetzung der Ca-P-Beschichtungen können durch das Kontrollieren der Bestandteile der SCS (FCS oder HBSS) für die Immersion eingestellt werden. Tabelle 1 Ergebnisse der Oberflächenrauheitsmessungen Tabelle 2 - Auflistung der Ca²&spplus;- und HPO&sub4;²&supmin;tKonzentrationen, Ausfällungsgeschwindigkeit und Zusammensetzung der Ca-P-Beschichtungen auf cp. Ti und Ti-6Al-4V

Abbildungsüberschriften

Abb. 1 - Ca-Konzentration als Funktion der Zeit.
Abb. 2 - P-Konzentration als Funktion der Zeit.
Abb. 3 - REM-Aufnahmen der Metalloberflächen nach der Immersion in HBSS. A: Ti- 6Al-4V 1200; B: Ti-6Al-4V 4000; C: Ti-6Al-4V 1 um; D: Ti-Al-2,5Fe 1 um; E: Ti-A1-2,5Fe 4000; F: Edelstahl 1200.
Abb. 4 - AFM-Aufnahme einer Ti-Al-2,5Fe-1um-Probe nach Immersion in HBSS. Zunehmende Vergrößerung von Feld 0 bis 3. Rasterlänge von Feld 3 : 1,5 um.
Abb. 5 - XRMA-Spektren, aufgenommen von einer Ti-6Al-4V-4000-Probe vor (A) und nach Immersion (B) in HBSS.
Abb. 6 - XRD-Spektren, aufgenommen von einer nicht eingetauchten (A) und eingetauchten (B) Ti-6Al-4V-1um-Oberfläche.
Abb. 7 - chemische Zusammensetzung der Oberfläche (in Atom-%) der Beschichtung, "wie sie erhalten wurde".
Abb. 8 - Tiefenprofil der Beschichtung, von Beschichtung bis Substrat.
Abb. 9 - Rasterelektronenaufnahme der Ca-P-Beschichtung (CP), ausgefällt auf cp. Ti (Ti) nach 16 Sunden Immersion in FCS mit Vor-Ca.
Abb. 10 - EDX-Spektren der cp. Ti-Oberflächen, unbehandelt, behandelt und eingetaucht in FCS mit Vor-Ca für unterschiedliche Stundenanzahl. Die Schulter des O kα-Peaks ist nach der Behandlung klar erkennbar. Der Ca- und P- Gehalt nahm mit zunehmender Immersionszeit zu.
Abb. 11 - XRD-Beugungsmuster der cp. Ti-Oberflächen nach unterschiedlicher Immersionszeitdauer in Stunden in FCS mit Vor-Ca. Die Zählimpulse der Apatitpeaks nehmen mit zunehmender Immersionszeitdauer zu. Octa-Calciumphosphat (OCP) beginnt sich bei etwa 8 Stunden zu bilden.
Abb. 12 - Rasterelektronenaufnahme einer dichten Ca-P-Beschichtung (CP), ausgefällt auf cp. Ti aus HBSS nach einwöchiger Immersion mit Vor-Ca. Die Schicht zwischen Beschichtung und Substrat ist die Titanoxidschicht (OL), die als ein Ergebnis der Behandlung gebildet wurde.
Abb. 13 - Dünnfilm-XRD-Beugungsmuster einer dichten Ca-P-Beschichtung, abgeschieden durch Immersion in HBSS mit Vor-Ca für eine Woche.
Abb. 14 - Rasterelektronenaufnahme von porösem Tantal (Ta) nach zweitägiger Immersion in FCS mit Vor-Ca. Die Beschichtung wird überall im porösen Material gebildet.
Abb. 15 - EDX-Spektren von (a) unbehandelter, (b) behandelter und (c) durch Vor-Ca behandelter poröser Tantal-(Ta)-Probe mit zweitätiger FCS-Immersion.

Literaturstellen

1. Y. Fujishiro, T. Sato und A. Okuwaki. "Coating of hydroxyapatite on metal plates using thermal dissociation of calcium -EDTA chelate in phosphate solutions under hydrothermal conditions", J. Mater, Sc: Mater in Med, 6, S. 172-176, 1995.
2. S. R. Radin und P. Ducheyne, 3. Biom. Mater Res. 27, S. 35, 1993.
3. T. Hanawa, "Titanium and its oxide iilm: a substrate for forming apatite", in Proc. of the Bone Biomaterial Interface Workshop, Toronto, Dez. 1990, J. E. Davies Hrsg., Univ. Toronto Press; S. 49-61, 1991.
4. E. Leit o, M. A. Barbosa und K. de Groot, "In vitro calcification of orthopaedic implant materials", J. Mater, Sc: Mater in Med, 6, S. 849-852, 1995.
5. P. Ducheyne, S. Radin und K. Ishikawa, "The rate of calcium phosphate precipitation on metal and ceramics and the relationship to bioactivity", in Bone Bonding Biomaterials: P. Ducheyne, T. Kokubo & C. A. von Blitterswijk (Hrsg.), Reed Heathcare Communications, S. 213-218, 1992.
6. Li P, PhD, Thesis, Leiden Universität (1993).

Claims

1. Implantierbare Vorrichtung aus einem Material mit einer Oberflächenrauheit mit einem mittleren Abstand der Peaks (Ra-Wert) zwischen 10 und 1.000 nm und einer mittleren Tiefe (Rz-Wert) zwischen 20 und 2.000 nm.

2. Implantierbare Vorrichtung gemäß Anspruch 1 mit einer Oberflächenrauheit mit einem mittleren Abstand der Peaks zwischen 20 und 500 nm.

3. Implantierbare Vorrichtung gemäß Anspruch 1 oder 2 mit einer Oberflächenrauheit mit einer mittleren Tiefe zwischen 20 und 1.000 nm.

4. Implantierbare Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3, worin die Oberfläche mit einer Schicht aus einem Calciumphosphat mit einer Dicke von 50 nm bis 100 um, insbesondere von zwischen 1.000 nm und 50 um beschichtet ist.

5. Implantierbare Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, worin das Material ein Metall, eine Metalllegierung, ein keramisches Material, ein natürliches oder synthetisches Polymer oder ein Verbundmaterial aus jedem dieser Materialien ist.

6. Verfahren zur Herstellung einer implantierbaren Vorrichtung, umfassend das Unterwerfen eines porösen oder nicht porösen Materials unter eine Oberflächenbehandlung bis eine Oberflächenrauheit mit einem mittleren Abstand der Peaks (Ra-Wert) zwischen 10 und 1.000 nm und eine mittlere Tiefe (Rz-Wert) zwischen 20 und 2.000 nm erzielt ist.

7. Verfahren gemäß Anspruch 6, worin die Oberflächenbehandlung eine mechanische Behandlung wie einen Schleif oder Scheuerschritt, beispielsweise unter Verwendung einer Diamantpaste, umfasst.

8. Verfahren gemäß Anspruch 6, worin die Oberflächenbehandlung eine chemische Behandlung umfasst, involvierend das Aussetzen der Oberfläche an saure, alkalische und/oder oxidierende Lösungen.

9. Verwendung einer Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5 oder hergestellt nach einem der Ansprüche 6 bis 8, für die Herstellung eines Knochenersatzes, einer Gelenkprothese, eines Zahnimplantats, eines maxillofacialen Implants, einer Hilfe für eine Wirbeloperation oder einer transkutanen Vorrichtung.