Kein Folientitel

Maßschneidern poröser Titanschichten für die
zementfreie Implantationstechnik
U. van Osten1, A. Salito2, F. Breme1, M. Aits1, K. Hufnagel1
Metalle und Materialien GmbH, Nuremberg, Deutschland
2 Sulzer Metco AG, Wohlen, Schweiz
1GfE
1
1. Einleitung
Unter den verschiedenen Forderungen, die an
ein zementfreies Implantat gestellt werden,
besitzt die Gestaltung der Oberfläche eine
besonders große Bedeutung, da durch diese
das Knocheneinwachsen und somit die Qualität
des Verbundes Knochen zum Implantat
bestimmt wird.
Umfangreiche Untersuchungen haben gezeigt,
dass zum Einwachsen von Knochen neben
werkstofftechnischen und biologischen auch
geometrische Anforderungen an die Implantatoberfläche gestellt werden (Tabelle 1).
Nach Schätzung von Medizinern leiden ca.
1% der Bevölkerung hochindustrialisierter
Länder an Gelenkschäden, die meist starke
Schmerzen verursachen. Dadurch werden
jährlich
mehr
als
1/2
Million
Hüfttotalendoprothesen weltweit implantiert.
Somit sind mehrere Millionen Menschen Träger
von
Hüftendoprothesen
bei
einer
durchschnittlichen Lebensdauer der Implantate
von ca. 10 Jahren.
Obwohl sich Mediziner und Ingenieure schon
seit fast 100 Jahren mit diesem medizinischen
und volkswirtschaftlichen Problem beschäftigen,
besteht bis heute keine Einigkeit in den
einschlägigen Fachkreisen über die Auslegung
von Implantaten. Es können jedoch folgende
grundlegende Anforderungen an Gelenkimplantate gestellt werden:
Porendurchmesser
Porosität
Oberfklächenrauigkeit Ra min
Schichtdicke
Tabelle 1: Geometrische Anforderungen an die
Oberfläche [1,2,3,4]
• Biokompatibilität durch Verwendung von
ausgewählten Werkstoffen, weiche die
Körperverträglichkeit des gesamten Systems
gewährleisten, wozu auch Verschleißpartikel,
Korrosionsprodukte,
Befestigungssysteme
etc. gehören.
• Optimierte Verankerung des Implantats im
Knochen, die auch zu einer möglichst frühen
Mobilisierung des Patienten führen soll.
• Einfachere
produzierbare
75 to 350 mm
20 - 40 %
> 3.5 mm
max. 500 mm
In bezug auf die Porengröße konnte gezeigt
wer-den, dass eine Mindestporengröße von 75
pm vorhanden sein sollte, um eine Infiltration
mineralisier-ten Knochens zu ermöglichen. In
Poren von 300 pm Größe konnte ein deutlich
beschleunigtes Einwachsverhalten registriert
werden. Ab einer Größe von über 400 pm ist
jedoch die Grenze der Spaltheilung erreicht, so
dass ein Bereich der Porengröße zwischen 75
pm und 350 pm als ideal angesehen werden
kann.
Zum Optimum der Porosität gibt es nur wenige
Angaben in der Literatur. Hahn und Palich [4]
geben hierfür einen Wert von 20 - 40 % an.
Um eine ausreichende Primärfixaktion und
gleichzeitig wachstumsfördernde Mikrobewegungen zu ermöglichen, hat sich eine Mindestrauhigkeit Ra von 3,5 pm als förderlich
erwiesen. Zusätzlich konnte gezeigt werden,
dass die Dicke der porösen Struktur die Stärke
der erzielbaren Verankerung beeinflusst, es
jedoch ab einer Schichtdicke von über 500 pm
zu keiner weiteren signifikanten Verbesserung
kommt.
Bei der Oberflächenstrukturierung muss beachtet werden, dass Gelenkprothesen, insbesondere Hüftendoprothesen durch den
natürlichen
Bewegungsablauf
dynamisch
belastet werden. Die Dauerwechselfestigkeit
Implantationstechnik
durch ein vielfältiges, an den Patienten
angepasstes
lmplantatdesign
und
ein
spezielles Instrumentarium.
• Beachtung von möglichen Komplikationen wie
Allergien und Implantatlockerungen.
• Biomechanisch optimierte Konstruktion zur
Erhöhung
der
Bewegungsfreiheit
und
Belastbarkeit.
• Werkstofflich hochwertige Materialien mit
hervorragenden tribologischen Eigenschaften,
statischer und dynamischer Festigkeit, hoher
Zähigkeit sowie einer dem Knochen
angepassten
Steifigkeit (E-Modul)
des
Implantats.
Neben dieser großen Zahl von Anforderungen
dürfen natürlich auch die Verfügbarkeit der
Werkstoffe und die Herstellungskosten nicht
außer acht gelassen werden.
2
oder Ermüdungsfestigkeit wird wird jedoch
durch die verschiedenen Verfahren der
Oberflächenstrukturierung herabgesetzt. So
wird z. B. beim Aufsintern von Titan-Kugeln die
Dauerfestigkeit von Titanlegierungen durch die
thermische Belastung um ca. 1/3 [5], beim
Korundstrahlen durch die Kerbwirkung um bis
zu 2/3 gesenkt [3].
Beim Aufbringen poröser Strukturen durch das
hier vorgestellte VPS-Verfahren können dagegen die Verluste durch die verfahrensbedingte
geringe Temperaturbelastung des Implantats
und einer verringerten Kerbwirkung in einem
vertretbaren Rahmen von <15% gehalten werden.
Wichtige Einflussgrößen beim Plasmaspritzen
sind die Atmosphäre und der Druck. In bezug
auf diese Parameter können verschiedene
Verfahren unterschieden werden (Tabelle 2).
Gasdruck
P < 1 bar
P2 = 1 bar
AtmopsphäP > 1 bar
Zusammensetzung der Spritzatmospäre
Inerte Gase Reactive Gase
Luft
Vacuum PS
-
Inert PS
-
Reactives PS
risches PS
-
Tabelle 2: Einteilung der Plasmaspritzverfahren
Beim Vakuum- bzw. Inertgas-Plasmaspritzen
werden
Wechselwirkungen
zwischen
Plasmastrahl, Spritz- und Grundmaterial und der
umgebenden Atmosphäre deutlich reduziert.
Dies ist z. B. bei der Beschichtung mit Titan
Unerlässlich,
da
es
sonst
zu
einer
unerwünschten Oxydation oder Aufnahme von
Stickstoff kommt. Beim reaktiven Plasmaspritzen ist hingegen eine Reaktion zwischen
Plasmagas und Pulver erwünscht.
Beim Vakuum-Plasmaspritzen weisen die
Spritzpartikel eine höhere kinetische Energie als
unter normalem Druck auf, da die Teilchen auf
ihrem Flug durch die verdünnte Atmosphäre
weniger
Reibungsund
Stoßverlusten
unterliegen. Zusätzlich ist die Enthalpiedichte
des Plasmastrahls eine Funktion des Drucks, so
daß gezielt Schichten von z.B. entweder hoher
Dichte oder kontrollierter Porosität abgeschieden
werden können. Dies wirkt sich auch in einer
verbesserten Adhäsion und Kohäsion aus [6].
Das VPS-Beschichtungsverfahren wird seit
vielen Jahren im medizinischen Bereich
eingesetzt und ist im Produktionsprozess
validiert.
2. Das VakuumplasmaSpritzverfahren
Beim Plasmaspritzen wird zwischen zwei
wassergekühlten Elektroden ein Lichtbogen
erzeugt, der ein zugeführtes Gas sehr stark
erwärmt, teilweise ionisiert und dadurch eine
Plasmaflamme zündet (Abbildung 1).
Abbildung 1: Plasmaspritzverfahren
Da Gastemperaturen von bis zu 20.000 OC
erzielt werden können, werden die Gase durch
die enorme Volumenausdehnung beschleunigt
und treten mit hoher Geschwindigkeit aus der
düsenförmigen Anode. Das Pulver, mit dem
beschichtet werden soll, wird mit Hilfe eines
Trägergases injiziert. Im Plasmagasstrahl
erfolgt eine starke Beschleunigung der
Pulverpartikel,
die
aufschmelzen,
dabei
homogenisieren und mit hoher kinetischer
Energie auf die Substratoberfläche aufprallen.
Dabei werden auf dem Substrat in Abhängigkeit
von den Spritzparametern poröse bis dichte
Schichten ausgebildet. Durch die Dynamik des
Beschichtungsvorgangs bleibt dieTemperatur
der Implantatoberfläche unterhalb 500° C [6,7].
Abbildung 2 zeigt ein VPS-System, bei dem die
in
der
Plasmaspritzpistole
erzeugte
Plasmaflamme durch einen Roboter geführt
wird. Die batchweise eingesetzten Implantate
werden auf einem Drehteller in die Anlage
eingebracht
3
Um die nötige Reproduzierbarkeit des
Beschichtungsvorganges zu gewährleisten,
werden sämtliche Vorgänge des Roboters und
des Substratträgers durch einen Computer
koordiniert und kontrolliert.
Haftfestigkeit führt. Wie in Kapitel 1 erwähnt,
muss beim Korundstrahlen jedoch beachtet
werden, dass durch das Aufrauen eine nicht zu
große Kerbwirkung erzeugt wird, die sich
wiederum negativ auf die Dauerfestigkeit des
Substrats auswirkt.
Durch
eine
gezielte
Anpassung
der
Strahlparameter ist es gelungen, trotz einer
Verringerung der Korngröße des Korunds von <
1400 pm auf < 150 pm eine konstant hohe
Zughaftfestigkeit der Titanschicht auf dem
Substrat von > 70 N/mM2 nach ASTM C 633-79
zu
erzielen.
(Bei
den
verwendeten
Abzugsversuchen versagte der Kleber und nicht
der Schicht-Substrat-Verbund). Gleichzeitig
konnte
durch
die
Herabsetzung
der
Korundkorngröße die Oberflächenrauhigkeit des
Substrats von 5 pm auf 1,4 pm gesenkt werden,
wodurch eine Steigerung der Dauerfestigkeit der
Hüftschäfte erreicht wird.
Abbildung 2: VPS Beschichtungsanlage
3.2 Titanpulver für VPS-Verfahren
3. Poröse VPS Titanbeschichtungen für die
Hüftendoprothetik
Für die Herstellung von Titanpulvern stehen
verschiedene Verfahren zur Verfügung. In
Abbildung 3 - 6 sind rasterelektronenmikroskopische
Aufnahmen
von
Pulvern
dargestellt, die auf unterschiedliche Weise
hergestellt wurden.
Eine Voraussetzung bei der Herstellung von
Implantaten ist die Verwendung biokompatibler
Materialien. Dies betrifft insbesondere das für
die Beschichtung verwendete Pulver, da der
Knochen mit einer großen Austauschfläche in
die Schicht einwachsen soll. Unter den
verschiedenen Materialien bietet sich das Titan
an, da es im Vergleich zu den anderen
bioverträglichen Werkstoffen wie Niob oder
Tantal bessere mechanische Eigenschaften
aufweist und zudem noch kostengünstiger ist
[9].
3.1 Substratvorbehandlung
Beim VPS-Verfahren muss, wie auch bei
anderen
Beschichtungsverfahren,
eine
Substratvorbehandlung erfolgen, um eine
ausreichende
Haftfestigkeit
des
Schichtwerkstoffs auf dem Substrat zu
gewährleisten. Dazu wird ein mechanisches
Aufrauen durch Korundstrahlen verwendet, das
zu
einer
besseren
Verankerung
des
Spritzpulvers und somit zu einer gesteigerten
Abbilung 3: Magnesium-reduziertes
Schwammpulver
4
Titan
Es sind deutlich die verschiedenen Partikelformen der einzelnen Pulver zu erkennen.
So kennzeichnet das Schwammpulver eine sehr
ungleichmäßige Kornform, eine hohe Porosität
und eine große spezifische Oberfläche. Bedingt
durch den Herstellungsprozess und die hohe
Porosität sind relativ viel Verunreinigungen im
Schwammpulver
enthalten
(Tabelle
3).
Weiterhin ist nachteilig, dass durch die
ungleichmäßige Kornform die Prozessführung
beim Plasmaspritzen sehr schwierig ist.
Abbildung 4: Natrium-reduziertes Titan
Schwammpulver
Ele- Ti- Schwamm
ment Mg-reduziert
Ti-Schwamm
Na-reduziert.
REP
Ti-Pulver
HDH
Ti-Pulver
Al
C
Cl
Fe
Na
Mg
H
N
O
0.02
0.03
0.06
0.09
0.04
0.01
0.1
0.1
0.2
0.04
0.009
0.01
0.051
0.01
0.001
0.003
0.025
0.1
0.02
0.013
0.002
0.037
0.002
0.002
0.0125
0.04
0.25
0.03
0.02
0.01
0.039
0.01
0.035
0.02
0.021
0.28
Tabelle 3: Typische Verunreinigungen in TiPulvern in wt%
Abbildung 3 zeigt ein Magnesium-reduziertes
Pulver, Abbildung 4 ein Natrium-reduziertes
Schwammpulver. Deutlich ist die sehr unregelmäßige Form der Partikel zu erkennen, die
zu hohen Gasgehalten (z.B. in Form von
Oxiden)
und
einem
ungleichmäßigen
Schichtaufbau mit einer sehr schlechten
Reproduzierbarkeit führen. Im Gegensatz dazu
besitzen die Partikel, die durch den RotationElectrode-Prozess (REP) hergestellt werden,
eine gleichmäßige Kugelform (Abbildung 5).
Dadurch
lassen
sich
gut
definierbare
Schichtstrukturen einstellen. Die Nachteile
dieses Pulvers sind die hohen Kosten, da die
Ausbringung der für den Spritzvorgang
notwendigen kleinen Korngrößen sehr gering ist.
Weiterhin ist die sphärische Form bzgl. des
Wärmetransfers
vom
Plasma
zu
den
Pulverpartikeln wegen der geringen spezifischen
Oberfläche ungünstig. Ebenso sind die
Verankerungsflächen in der Schicht bei
sphärischen Partikeln um ein vielfaches geringer
als bei anderen Pulvern. Wie aus den
Ausführungen ersichtlich, sind die drei oben
Abbildung 5: Titan REP-Pulver
Abbildung 6: GfE HDH-Pulver
5
beschriebenen Pulvertypen nur sehr bedingt für
eine
maßgeschneiderte
poröse
VPSTitanschicht auf zementfreien Implantaten zum
Einwachsen von Knochen geeignet. Aus
diesem Grund wurde ein spezielles, nach dem
HDH- (Hydrier- Dehydrier-) Verfahren hergestelltes Pulver entwickelt, das sowohl den
Anforderungen an die Schicht selbst, als auch
der nötigen Reproduzierbarkeit beim Spritzen
entspricht und zusätzlich einen vertretbaren
Rahmen
bei
den
Herstellkosten
nicht
überschreitet.
In Abbildung 7 ist das Schema der Pulverherstellung ausgehend vom Reintitanschwamm
abgebildet.
Entscheidend bei der Herstellung ist, dass
durch das Erschmelzen und die mechanische
Zerkleinerung ein gleichmäßiges Pulver ohne
Sekundärporosität von hoher Reinheit erhalten
wird (Abbildung 6).
Dies führt wiederum zu einer einfachen
Prozessführung während des Beschichtens und
der Möglichkeit, exakt den gewünschten
Schichtaufbau zu erzielen. Weiterhin ergeben
sich sowohl bei der Pulverherstellung als auch
beim Beschichtungsvorgang relativ geringe
Kosten. Dies ist der Fall, da die Ausbeute an der
geforderten Kornfraktion beim HDH-Prozeß
hoch ist und bei der Schichtherstellung eine
hervorragende
Reproduzierbarkeit
erzielt
werden
kann.
Hierdurch
müssen
die
Spritzparameter
von
Pulvercharge
zu
Pulvercharge nur geringfügig angepasst werden.
Die typische Partikelgrößenverteilung des
Pulvers ist in Abbildung 8 wiedergegeben.
Abbildung 8: Typische Partikelgrößenverteilung
Abbildung 7: HDH-Titan-Pulverherstellung
6
3.3 Maßgeschneiderte Titanschicht durch
das VPS-Verfahren
Bei der Beschichtung von Hüftschäften mit Titan
wird primär des gezielte Einstellen der Oberflächenstruktur verfolgt, ohne dabei die Dauerfestigkeit des Implantats negativ zu beeinflussen. Die schlussendlich gewünschte poröse
Schicht wird durch ein grobes Spritzpulver
erzeugt. Grobe Partikel verursachen jedoch
beim direkten Aufprall auf das Substrat große
Kerben.
Die in Abbildung 9 in einem Querschliff präparierte Implantatoberfläche wurde durch ungeeignete Parameter so weit geschädigt, dass
sich die Dauerfestigkeit um mehr als 45 %
verringerte.
Beschichtet man jedoch zunächst mit etwas
geänderten Parametern und Partikeln einer
Korngröße < 45 pm, so erhält man eine dichte
Schicht. Wobei zum einen durch die kleineren
Partikel mit geringerer kinetischer Energie das
Substrat weniger geschädigt wird und zum
anderen anschließend die Deformation durch
die größeren Partikel der porösen Schicht nicht
direkt auf dem Substrat stattfinden lässt,
sondern
auf
der
gut
verformbaren
Zwischenschicht. Durch diese Zwischenschicht
wird die schädliche Kerbwirkung erheblich
herabgesetzt. Außerdem erreicht man durch
eine Porosität von 5 - 15 % in der
Zwischenschicht, dass sich eventuell bildende
Risse in kleinen Poren "totlaufen".
In Abbildung 10 ist ein Querschliff eines solchen
Zweischichtsystems dargestellt.
Deutlich ist die dichtere Zwischenschicht zu
erkennen, die ohne Schädigung des Implantats
aufgespritzt wurde. Auf diese Zwischenschicht
ist die zweite Schicht mit der optimierten
Morphologie für das Knocheneinwachsen aufgebracht. Diese zeichnet sich durch eine offene
Porosität unterschiedlicher Größe aus, die mit
weiteren Poren innerhalb der Schicht verbunden
sind. Dadurch wird das Einwachsen und die
Verankerung des Knochens tief in die
Metallschicht hinein ermöglicht. In Abbildung 11
ist die Oberfläche dieser Schicht wiedergegeben. Es zeigt sich, dass es gelungen ist,
exakt den idealen geometrischen Anforderungen
mit einer Porengröße von 75 - 350 pm und einer
Porosität von ca. 30 % zu entsprechen.
Abbildung 10: Querschliff des Zweischicht
system
Abbildung 9: Schädigung der Implantatoberfläche durch ungeeignete Beschichtungsparameter (Kerbwirkung)
Abbildung 11: Maßgeschneiderte Oberfläche der
Beschichtung
7
In Abbildung 14 sind die Festigkeitswerte für
unbeschichtete und unterschiedlich beschichtete
Hüftschäfte zusammengefasst, wobei beachtet
werden muss, dass hier der Schafttyp mit dem
kleinsten Belastungsquerschnitt geprüft wurde,
so dass bei größeren Schäften entsprechend
höhere Festigkeiten ermittelt werden konnten.
Durch die Optimierung des Spritzvorgangs und
der Verwendung des Zweischichtsystems
konnte die Bauteilfestigkeit auf bis zu 5400 N
gesteigert werden (dies entspricht einem
Festigkeitsverlust von < 15%), ohne dass bei
den geometrischen Anforderungen an die
Schicht zum idealen Einwachsen des Knochens
Kompromisse eingegangen wurden.
Abbildung 12: Querschliff eines porös
beschichteten Dentalimplantats
blau: mineralisierter Knochen
Abbildung 12 und 13 zeigen die Infiltration
mineralisierten Knochens am Beispiel eines mit
HDH-Titanpulver porös beschichteten Dentalimplantats. Deutlich ist der eingewachsene
neugebildete Knochen (blau gefärbt) zu
erkennen. Dieses Beispiel zeigt eindeutig, dass
durch die hier vorgestellte Technik dem
Knochen ein optimales Einwachsen und damit
eine schnelle und nachhaltige Primärfixation
eines Implantats ermöglicht wird. Besonders
durch die gebildete Hinterschneidung in der
porösen Schicht bietet sich dem Knochen die
Möglichkeit, sich in der Beschichtung festzukrallen. Dies stellt die Sekundärfixation auf
Dauer sicher.
Maximum Load (N)
8000
6800
7000
5400
6000
3700
5000
4000
3000
2000
1000
0
uncoated
conventional
optimized
VPS coating VPS coating
Abbildung 14: Dauerfestigkeit von Hüftschaft
GSS-CL1: Nach 5*106
Belastungszyklen ohne Bruch
(Norm: ISO 7206-4)
Abbildung 13: Querschliff eines porös
beschichteten Dentalimplatats
blau: mineralisierter Knochen
8
Abbildung 16: Bruchfläche
4. Zusammenfassung
Durch die Verwendung von porös beschichteten
Oberflächen lassen sich Implantate im Körper
dauerhaft verankern. Bisher konnte bei
Beschichtungen von Titan- oder Titanlegierungen eine signifikante Verringerung der
Dauerfestigkeit durch die von Beschichtungen
ausgehenden Kerbwirkungen nicht ausgeschlossen werden.
Eingehende
Untersuchungen
wurden
durchgeführt, um mittels der Vakuum-Plasmaspritztechnik poröse Schichten mit hoher
Reproduzierbarkeit und ohne Schwächung des
Implantatwerkstoffs herstellen zu können. Dabei
wurde das gesamte Fertigungsverfahren in allen
Einzelheiten auf Schwachstellen untersucht. So
konnte eine signifikante Festigkeitssteigerung
besonders bei sehr filigranen Hüftendoprothesen
erzielt
werden,
die
weit
über
den
Mindestanforderungen
von
Hüftimplantaten
liegen. Die besondere Bedeutung des verwendeten Beschichtungswerkstoffs zeigte sich
hierbei schon in den ersten Versuchen.
Abbildung 15: GSS-CL 1 Schaft
Der Schafttyp GSS-CL 1 ist in Abbildung 15 zu
sehen. Die Größe dieses Schafttyps ist sehr
filigran gestaltet und für die Versorgung von
Dysplasiehüften
geeignet.
Der
geringe
Schaftquerschnitt setzt optimale Beschichtung
und hohe Dauerfestigkeit des Implantats
voraus.
In Abbildung 16 ist die Bruchfläche eines
Implantats abgebildet. Man erkennt, dass selbst
bei
einem
gebrochenen
Schaft
keine
Schichtablösung stattfindet. Die Rissbildung
befindet sich wie erwartet im lateralen Bereich
des Implantats.
Der Rissverlauf zeigt keine Unterschiede von
beschichteten Implantaten zu unbeschichteten
Implantaten, wenn wie in Abbildung 10 eine
Zwischenschicht gespritzt wurde.
9
5. Literaturverzeichnis
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[10] Sattelberger S.: Die Prothepor-Beschichtung für die zementfreie Gelenkendoprothetik. Keramed
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10