DE2620907B2

DE2620907B2 - Verankerung für hochbelastete Endoprothesen

Info

Publication number: DE2620907B2
Application number: DE2620907A
Authority: DE
Inventors: Helmut Dr. 6231 Schwalbach Heide; Kari Dr. 6239 Lorsbach Köster; Roland Dr. 5236 Eschborn Reiner
Original assignee: Battelle Institut eV
Current assignee: Battelle Institut eV
Priority date: 1976-05-12
Filing date: 1976-05-12
Publication date: 1981-08-06
Also published as: IT1084031B; NL185753C; US4202055A; SE424810B; DE2620907C3; FR2350827A1; NL185753B; DE2620907A1; GB1541793A; SE7705418L; FR2350827B1; NL7704660A; CH613112A5

Description

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Die Erfindung bezieht sich auf eine implantierbare Prothesenverankerung, die aus bioaktiven, resorbierbaren keramischen Werkstoffen auf der Basis von Calciumphosphaten sowie aus polymeren Kunststoffen, die im Körpermilieu mechanisch und chemisch stabil sind, besteht. Außerdem bezieht sich die Erfindung auf die Herstellung des entsprechenden Werkstoffverbundes. Es handelt sich dabei um ein System oder einen Werkstoffverbund zur zementlosen Verankerung von hochbelasteten Endoprothesen vor allem von Gelenkendoprothesen.

Bisher wurden die vorwiegend metallischen Prothesen im allgemeinen mit Hilfe eines in situ erhärtenden Knochenzements befestigt, der den Prothesenschaft in einer entsprechend herausgearbeiteten Höhlung im Knochen, dem sogenannten »Implantatlager«, mechanisch verankert Diese Methode gilt, heute jedoch als problematisch, weil die polymerisierenden Zementbestandteile monomere Anteile an das umliegende Gewebe abgeben und im Organismus schädliche Nebenreaktionen auslösen können. Außerdem kann es durch die beim Polymerisieren entstehende Reaktionswärme zur Gewebezerstörung kommen. Diese und andere Vorgänge haben eine Lockerung der Prothese zur Folge. Die genannten Nachteile haben vielfältige Forschungsaktivität zur Entwicklung zementloser Verankerungssysteme hervorgerufen.

Die verbesserte Gewebeverträglichkeit von hochstabilen oxidkeramischen Prothesenwerkstoffen im Vergleich zu Metallen hatte die Hoffnung hervorgerufen, daß mit Hilfe solcher Werkstoffe eine direkte Verwachsung zwischen Knochen und Keramik stattfinden und so eine zementlose Verankerung erreicht werden könne. Besondere, z. B. wellenartige Oberflächengestaltungen des Prothesenschaftes, Löcher oder dergleichen, sollten dabei den Vorgang einer mechanischen Verankerung unterstützen. Verschiedene Calciumphosphatverbindungen und Mischungen aus solchen Verbindungen zur Herstellung künstlicher Knochen und Zähne sind in der US-PS 37 87 900 beschrieben. Leider hat sich inzwischen gezeigt daß diese Verankerungsmethoden bei Prothesen mit hohen mechanischen Belastungen, wie Hüftgelenkprothesen, Zähnen usw, in der Praxis nicht funktionieren, da durch Ausbildung einer bindegewebigen Zwischenschicht und Zurückbildung des Knochens schließlich auch hier eine Lockerung der Prothese eintritt. Diese Erkenntnisse haben zur Einbeziehung sogenannter bioaktiver Werkstoffe geführt die eine bindegewebsfreie Verwachsung des Knochens mit der Werkstoffoberfläche bewirken sollen. Bei solchen Werkstoffen handelt es sich z. B. um Calciumphosphate bestimmter Zusammensetzung, bei denen eine direkte, bindegewebsfreie Verwachsung des Knochens mit dem Werkstoff eintritt (»Resorbierbare keramische Werkstoffe für den Knochenersatz«, Biomedizinische Technik, Band 20, Mai 1975, S. 115 ff; »Neuere Werkstoffe in der medizinischen Technik«, Chemie-Ingenieur-Technik, Hefte, 1975, S.327-333). In bestimmter Gefüge- und Phasenausbildung sind diese Calciumphosphate im biologischen Milieu abbaubar, d. h., sie werden von den an der Knochenneubildung beteiligten Zellen absorbiert. Als alleinigen Werkstoff für eine auf Dauer implantierbare Prothese kommen sie daher nicht in Frage.

Implantate aus porösen keramischen Materialien sind ebenfalls bereits bekannt (DE-PS 22 42 867). Durch Ausbildung einer sehr gleichmäßigen, offenen Porösität mit Poren idealer Größe wollte man ein optimales Einwachsen des neu gebildeten Knochengewebes in das Implantat erreichen. Für viele Anwendungsfälle läßt die mechanische Stabilität solcher Implantate zu wünschen übrig.

Des weiteren ist es bereits bekannt, eine z. B. aus Metall bestehende implantierbare Prothese mit gemahlenen Partikeln zu beschichten, die das Wachstum des natürlichen Knochengewebes stimulieren und dabei im Laufe der Zeit von dem neu gebildeten Knochen ersetzt werden sollen (US-PS 39 18 100). Nach der Resorption der Beschichtung steht auch bei einem solchen Implantat das knochenfremde Prothesenmaterial unmittelbar dem neu gebildeten Knochengewebe gegen-

über, was dann wiederum zu den bereits geschilderten, bindegewebigen Zwischenschichten und damit zur Zurückbildung des Knochens und Lockerung der Prothese führt Das Einbetten von partikulärem Calciumsulfat in die Außenfläche eines impk ntierbaren Kunststoffkörpers ist ebenfalls schon bekannt (US-PS 39 19 773). Auch hierbei bleiben nach dem Auflösen der Partikel Poren zurück, in deren Innerem dann wiederum Knochengewebe direkt dem Kunststoff des Implantates gegenübersteht Gleiche Nachteile resultieren bei Massen aus Polymeren und anorganischen, süanisierten Füllstoffen, die für Dentalzwecke vorgeschlagen wurden (DE-OS 24 03 211) sowie bei Direkt-Implantaten, die ein polymerisierbares Harzbindemittel und anorganischen, mit Silankoppler behandelten Füllstoff enthalten (DE-OS 24 60196). Hinzu kommt, daß eine genügende mechanische Stabilität sich mit diesen Werkstoffen ebenfalls nicht erzielen läßt

Der vorliegenden Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, die geschilderten Nachteile zu üherwinden und ein für hochbelastete Endoprothesen geeignetes Implantat zu entwickeln, das zu einer dauerhaften Verbindung zwischen dem Knochengewebe bzw. der Endoprothese führt

Es hat sich nun gezeigt daß diese Aufgabe durch eine Prothesenverankerung der eingangs genannten Art gelöst werden kann, wenn diese als Prothesenschaftbeschichtung ausgebildet ist und wenn die keramischen Werkstoffe in partikulärer Form in Partikelgröße η von 0,5 bis 1 mm Durchmesser in den Kunststoff derart eingelagert sind, daß bei der Resorption des keramischen Anteils ein durchgängig poröses Gefüge aus Kunststoff entsteht auf dessen inneren Porenoberflächen bioaktivierende Reste der Keramik zurückbleiben. Bei der erfindungsgemäßen Prothesenverankerung kann nach der Implantation neugebildetes Knochengewebe simultan zu der Porenbildung bzw. zu der Resorption der Keramik in das poröse Kunststoffgefüge penetrieren.

Die feste chemische Bindung von Keramikresten im Grenzbereich zwischen der Keramik und dem Kunststoff hat zur Folge, daß bei der Resorption der Keramikpartikel im Randbereich Calciumphosphat-Baugruppen am Kunststoffgerüst zurückbleiben und als bioaktivierende Haftvermittler zwischen dem Kunststoff und dem einwachsenden Gewebe dienen. Bei dem erfindungsgemäßen Implantat bleibt nämlich nach dem Einwachsen des Knochengewebes in die Poren, die durch die resorbierbaren Calciumphosphatpartikel simultan mit der Knochenneubildung freigegeben so werden, auf den Innenflächen dieser Poren eine fest an den Kunststoff gebundene Schicht aus Keramikresten zurück, die ihrerseits — im Gegensatz zu dem Kunststoff — bioaktivierend ist und daher die Ausbildung einer bindegewebigen Zwischenschicht — der Hauptursache für die Lockerung von Implantaten — verhindert Dadurch entsteht eine nahezu übergangslose Verbindung zwischen dem nichtresorbierbaren Anteil des Prothesenverankerungswerkstoffes und dem neugebildeten, in die Poren eingedrungenen Knochen- <>o gewebe. Durch die erfindungsgemäßen Maßnahmen gelingt es also, die für die Knochenneubildung und dauerhafte Verankerung so wichtigen Eigenschaften der bioaktiven Calciumphosphate mit der Festigkeit, der Dauerhaftigkeit und Belastbarkeit bioinerter polymerer ^b"> Kunststoffe zu vereinen. Durch das Zusammenwirken mit den Calciumphosphaten erhalten die bioinerten Polymere, die in ihrer Gewebefreundlichkeit gegenüber dem Knochen zwar »neutral«, aber nicht »bioaktiv« sind, die notwendige Bioaktivität die schließlich zu einer beschleunigten, bindegewebslosen direkten Verwachsung zwischen Implantat und Knochen damit zu der erstrebten dauerhaften Verankerung führt

Nach einer vorteilhaften Ausführungsart der Erfindung bestehen die keramischen Werkstoffe aus gesinterten Calciumphosphatpartikeln der chemischen Zusammensetzung CaO: P₂O₅ im Molverhältnis von etwa 3 :1.

Bei der Herstellung der erfindungsgemäßen Prothesenverankerung bzw. des entsprechenden Werkstoffverbundes können die keramischen Partikel vor der Einlagerung in den Kunststoff durch chemische Behandlung oberflächlich mit polymeraffinen Molekülen beladen werden, die eine feste chemische Bindung von Calciumphosphaten an den Kunststoff im Bereich der Keramik/Kunststoff-Grenzflächen herbeiführen. Hierfür können als polymeraffine Moleküle acrylat-, methacrylat- oder vinylsubstituiert« Di- oder Tn-Halogen-, Alkoxy- oder Acyloxysilane verwendet werden, die mit dem Kunststoff copolymerisieren. Als polymeraffine Moleküle sind Silane mit mindestens einem in dem Kunststoff gut löslichen Substituenten mit 6 bis 20 Kohlenstoffatomen verwendbar, wobei das polymeraffine Molekül mit dem Kunststoffanteil nicht kovaient, sondern durch chemische Bindung zweiter Ordnung verbunden ist Der Kunststoffanteil des Prothesenverankerungswerkstoffs besteht vorzugsweise aus Polyacrylaten, Polymethacrylate^ Polyacrylnitril oder deren Copolymeren oder aus Polyester, Polyamiden, PoIyäthylenterephthalaten, Polyäthylen hoher Dichte, Polypropylen, Polysulfonen oder dergleichen.

Bei der Herstellung des Werkstoffverbundes aus Keramik und Kunststoff ist darauf zu achten, daß die Calciumphosphatpartikel jeweils von benachbarten Partikeln berührt werden und dennoch genügend freier Raum für eine Auffüllung mit dem Kunststoff bleibt. Diese Verhältnisse sind optimal, wenn die Calciumphosphate möglichst gleichartige Größe und Kugelform besitzen. Für den Kunststoffanteil bleiben dann die Zwickelräume einer solchen Kugelschüttung.

Um zu erreichen, daß das poröse Kunststoffgerüst, welches bei der Resorption der Keramik entsteht, bioaktiv ist und auch bleibt, damit eine übergangslose Verbindung mit dem Knochen entsteht, muß die Porenoberfläche des Kunststoffes bioaktive, knochengewebefreundliche Moleküle enthalten. Die hier infrage kommenden Kunststoffe selbst sind keineswegs bioaktiv. Deshalb werden nach einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung die Phosphatpartikel vor ihrer Einlagerung in den Kunststoff in der bereits genannten, nachfolgend noch detaillierten beschriebenen Weise einer Oberflächenbehandlung unterworfen, durch die sie eine Affinität zum Kunststoff erhalten.

Die Calciumphosphatpartikel werden z. B. mit Silanderivaten behandelt, welche sowohl zum Calciumphosphat als auch untereinander chemische Verbindungen eingehen und eine weitere funktioneile Gruppe besitzen, die eine starke Bindung zum Kunststoffgerüst ergibt. Es sind eine Reihe von solchen Silanderivaten der allgemeinen Formel

(Y-R-)_nSi-X₄-_n

bekannt, wobei »n«den Wert 1 oder 2 haben kann, »X« ein Halogen, Alkoxy oder Acyloxy bedeutet und »Y« eine mit dem polymeren Kunststoff vornehmlich kovaient gebundene Gruppe symbolisiert. Bei den

Polymeren und Copolymeren aus Acrylaten, Methacrylaten, Acrylonitril ist »Y« z. B. eine mit diesen Monomeren copolymerisierbare Vinylgruppe.

Durch dieses Verfahren werden die grenzflächennahen Calciumphosphat-Moleküle so stabil gebunden, daß bei der Resorption der Hauptmenge des Calciumphosphatanteiles in situ eine Calciumphosphatgrenzschicht verbleibt und so eine bioaktivierende, den Knochenverbund erzeugende Prothesenoberfläche entsteht.

Weitere Merkmale, Vorteile und Anwendungsmöglichkeiten der Erfindung gehen aus der folgenden genaueren Beschreibung spezieller Beispiele zur Herstellung der erfindungsgemäßen Prothesenverankerung, einschließlich der Vorbehandlung der keramischen Partikel, anhand einiger Zeichnungen hervor.

Es zeigt

F i g. 1 bis 3 in schematischer Darstellung eine Hüftgelenk-Prothese während der Herstellung der erfindungsgemäßen Prothesenschaftbeschichtung,

F i g. 4 in vergrößerter Teildarstellung und im Schnitt den Grenzbereich zwischen der Prothese und der Beschichtung nach F i g. 3 und

F i g. 5 bis 7 in vergrößerter Teildarstellung und im Schnitt verschiedene Stadien während des Einwachsens von neugebildeten Knochen als Beschichtung ausgeführte Prothesenverankerung nach der Erfindung.

Gemäß F i g. 1 und F i g. 2 wird eine aus Metall oder Oxidkeramik bestehende Hüftgelenkprothese 1 zunächst in einer geeigneten, z. B. aus Silikonkautschuk gefertigten Form 2 derart fixiert, daß zwischen dem Prothesenschaft 4 und der Formwandung ein gleichmä-

ßig breiter Spalt 3 von ca. 2—3 mm freibleibt. Die Breite dieses Spaltes bestimmt die spätere Dicke der Prothesenschaftbeschichtung.

Danach wird dieser Spalt 3 mit kugelförmigen Calciumphosphatpartikeln 5, deren Durchmesser etwa zwischen 0,5 und 1 mm liegen, so ausgefüllt, daß eine dichtgepackte Kugelschüttung entsteht, wie dies Fi g. 2 zeigt. Anschließend wird der mit Kugeln gefüllte Spalt 3 mit flüssigen Monomeren oder einer Lösung von Polymeren und Monomeren, die mit Initiatoren versetzt sind, ausgefüllt und zur Polymerisation gebracht Im vorliegenden Fall wurde eine 20%ige Lösung von Polymethacrylat in monomerem Methacrylat unter Zusatz von 0,1% Benzolperoxid und 0,2% p-ToIuidin verwendet.

Danach wird die Prothese entformt — vgL F i g. 3 — und besitzt nun eine mit Calciumphosphatpartikeln 5 durchsetzte Kunststoffbeschichtung 7. Um eine mechanische Verzahnung mit der Beschichtung zu erreichen, weist der Prothesenüchaft eine wellenförmig oder zahnartig aufgebaute Oberflächenstruktur auf, wie dies in Fig.4 angedeutet ist; zusätzlich oder anstelle der Aufrauhung läßt sich auch ein Haftvermittler zwischen Prothesenoberfläche und Kunststoffbeschichtung aufbringen.

In vielen Fällen ist es günstig, die Calciumphosphatpartikel wie folgt vorzubehandeln:

Eine innige Pulvermischung von zwei Teilen CaHPO4 mit einem Teil CaCOj wird durch Pressen verdichtet und in einem Brennofen zwei Stunden lang bei 1500⁰C gesintert. Nach der Formel

2CaHPO₄ + CaCO,

CaO ■ P₂O₅ + H₂O f - CO₂ f

entsteht bei dieser Reaktion im wesentlichen die Verbindung Tricalciumphosphat. Das Sinterprodukt besteht, wie eine Gefügeuntersuchung und eine Röntgengemengeanalyse zeigt, aus einer Mischung von glasigem Calciumphosphat mit Anteilen der «-(Hochtemperatur-) und f?-(Tieftemperaturform) des Tricalciumphosphates. Das Sinterprodukt besitzt ein Raumgewicht von 2,47 p/cm³, d. h, es besitzt nur ca. 79% der theoretischen Dichte. Die Restporosität und die genannte Phasenzusammensetzung sind optimal für die Gewebeverträglichkeit und die Resorbierbarkeit

Zur Herstellung kugeliger Aggregate werden diese Sinterprodukte vorgranuliert, in einer rotierenden Trommelmühle rundgeschliffen und schließlich gesiebt.

Die Calciumphosphatpartikel werden vor ihrer Einlagerung in den Kunststoff mit im Handel erhältlichem, methacrylatfunktionelleifi Silan behandelt Dadurch wird auf der Ca^PO^-Oberfläche eine Methacrylatsubstitution mit der Dichte von ungefähr 3 μ Mol Silansubstituenten pro g Calciumphosphat erreicht

Die einzelnen Vorgänge und Wirkungen bei der Anbringung der erfindungsgemäßen Prothesenverankerung und dem Einwachsen des Knochengewebes lassen sich anhand der F i g. 5—7 wie folgt erläutern:

Das Monomer-Polymergemisch Methacrylat-Poly-

methacrylat, aus dem h er das Kunststoffgerüst 7 gemäß F i g. 5 hergestellt wird, polymerisiert in den Zwischenräumen der Kugelschüttung aus oberflächenbehandel-

4Ω ten Calciumphosphatpartikeln 5 aus und copolymerisiert im Grenzbereich ti zwischen der Keramik und dem Kunststoff mit den meihacrylatfunktionellen Silangruppen, die in F i g. 5 durch + symbolisiert sind.

F i g. 6 veranschaulicht den Vorgang der Resorption der Calciumphosphatpartikel 5 und der gleichzeitigen Penetration durch neigebildeten Knochen 9 in das Kunststoffgerüst 7; dabei dringt der Knochen 9 vom äußeren Rand her der als Prothesenbeschichtung ausgebildeten Verankerung in die Porenräume vor. An der Poreninnenwanduig verbleiben dank der chemischen Bindung Reste von Calciumphosphatmolekülen 10 und fungieren als bioaktivierende Grenzzone. Diese Moleküle 10 sind in Fig.6 durch das Zeichen O symbolisiert

In dem Stadium nach Fig.7 ist schließlich der Vorgang der Verbundbildung zwischen dem zurückgebliebenen porösen Kunststoffgefüge 7 und dem neugebildeten Knochen 9 angeschlossen. Aue Poren sind von Knochen erfüllt. Es entsteht ein tragfähiger Verbundbereich zwischen dem Schaft der Prothese 1 und dem Knochen 9.

Hierzu 2 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Implantierbare Prothesenverankerung, bestehend aus bioaktiven, resorbierbaren keramischen Werkstoffen auf der Basis von Calciumphosphaten sowie aus polymeren Kunststoffen, die im Körpermilieu mechanisch und chemisch stabil sind, dadurch gekennzeichnet, daß die Prothesenverankerung als Prothesenschaftbeschichtung ausgebildet ist und daß die keramischen Werkstoffe in partikulärer Form in Partikelgrößen von 0,5 bis 1 mm Durchmesser in den Kunststoff derart eingelagert sind, daß bei der Resorption des keramischen Anteils ein durchgängig poröses 15, Gefüge aus Kunststoff entsteht, auf dessen inneren Porenoberflächen bioaktivierende Reste der Keramik zurückbleiben.

2. Prothesenverankerung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die keramischen Werkstoffe aus gesinterten Calciumphosphatpartikeln der chemischen Zusammensetzung CaO : P2O5 im Molverhältnis von etwa 3 :1 bestehen.

3. Prothesenverankerung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Kunststoffanteil aus Polyacrylaten, Polymethacrylate^ Polyacrylnitril oder deren Copolymeren oder aus Polyester, Polyamiden, Polyäthylen besteht

4. Verfahren zur Herstellung einer Prothesenverankerung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die keramischen Partikel vor der Einlagerung in den Kunststoff in an sich bekannter Weise durch chemische Behandlung oberflächlich mit polymeraffinen Molekülen beladen werden, die eine feste chemische Bindung von J5 Calciumphosphaten an den Kunststoff im Bereich der Keramik/Kunststoff-Grenzfläche herbeiführen.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß als polymeraffine Moleküle acrylat-, methacrylat- oder vinylsubstituierte Di- oder Tri-Halogen-, Akoxy- oder Acyloxysilane verwendet werden, die mit dem Kunststoff copolymerisiert werden.

6. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß als polymeraffine Moleküle Silane mit mindestens einem in dem Kunststoff gut löslichen Substituenten mit 6—20 Kohlenstoffatomen verwendet werden, wobei das polymeraffine Molekül mit dem Kunststoffanteil nicht kovalent, sondern durch chemische Bindung zweiter Ordnung verbun- w den ist.