Verhalten unterschiedlicher Implantatwerkstoffe unter mechanischer Belastung
Verfasst von: Danny Vogel, Jessica Hembus, Paul Henke und Rainer Bader
In der Orthopädischen Chirurgie kommen unterschiedliche Implantatmaterialien aus den Werkstoffgruppen der Metalle, Keramiken und Polymere, die sich hinsichtlich ihrer mechanischen und biologischen Eigenschaften unterscheiden, zum Einsatz. Neben der Biokompatibilität müssen lasttragende Implantate hohe Festigkeiten und eine ausreichende Langzeitstabilität aufweisen. Materialien in artikulierenden Bereichen benötigen zudem eine hohe Abrieb- und Korrosionsbeständigkeit. Die Kenntnis der Eigenschaften bzw. Vor- und Nachteile der unterschiedlichen, üblichweise verwendeten Implantatmaterialien sowie der Beanspruchung der jeweiligen Implantatsysteme beim Einsatz im menschlichen Körper ist notwendig, um das geeignete Material für ein bestimmtes Implantatdesign finden zu können. Darüber hinaus sollten patientenindividuelle Anforderungen und Unterschiede bei der Auswahl des Materials berücksichtigt werden. Im Einzelfall muss auf einen alternativen Werkstoff zurückgegriffen werden.
In der Orthopädischen Chirurgie kommen verschiedene Implantatmaterialien zum Einsatz, die je nach Einsatzgebiet und Funktion besondere Eigenschaften aufweisen. Lasttragende Implantate müssen hohen Ansprüchen bezüglich Festigkeit und Langzeitstabilität genügen, wohingegen Materialien in artikulierenden Arealen eine hohe Abriebbeständigkeit aufweisen müssen. Alle Materialien, die im menschlichen Körper zum Einsatz kommen, müssen die Anforderungen der Biokompatibilität nach DIN EN ISO 10993-1 (2010-04) erfüllen. Zum Einsatz kommen Metalle, Keramiken und Polymere.
Metalle
Metallische Werkstoffe werden seit mehr als 50 Jahren in der orthopädischen Chirurgie eingesetzt (Zhang et al. 2011). Hauptsächlich kommen Kobalt-Chrom-Molybdän-Legierungen (CoCrMo), Titanlegierungen (Ti), Reintitan und Edelstahl zur Anwendung, die aufgrund ihrer unterschiedlichen Eigenschaften für unterschiedliche Implantatkomponenten verwendet werden. Metalle sind durch ihre hohe Duktilität (Verformungsfähigkeit), Festigkeit und Zähigkeit gekennzeichnet. Ergänzt um eine gute Korrosionsbeständigkeit eignen sich Metalle hervorragend als Werkstoff für Knochen- und Gelenkersatzimplantate.
Kobalt-Chrom-Molybdän-Legierungen
Kobalt-Chrom-Molybdän-Legierungen (CoCrMo) zeichnen sich durch eine hohe Zugfestigkeit, Abriebbeständigkeit sowie eine hohe Härte bei gleichzeitig guter Verformbarkeit aus. In der orthopädischen Chirurgie werden CoCrMo-Legierungen für lasttragende Implantatkomponenten für den künstlichen Gelenkersatz und für Gleitflächen, insbesondere als Hüftkopf und femorale Knieendoprothesenkomponente, genutzt (Marti 2000). Selten werden CoCrMo-Legierungen als Osteosynthese-Material eingesetzt, wobei hier der Einsatz von Titanlegierungen und Edelstahl bevorzugt wird (Marti 2000).
Es werden gegossene CoCrMo-Legierungen gemäß ASTM F75 und geschmiedete CoCrMo-Legierungen gemäß ASTM F799 und ASTM F1537 für medizinische Zwecke verwendet (ASTM 2018, 2019, 2020). Diese Legierungen unterscheiden sich unter anderem durch den Nickelanteil, wobei ein höherer Nickelanteil mit verbesserten Ermüdungs-und Zugfestigkeiten einhergeht (Bizot et al. 2000). Andererseits bergen nickelhaltige Legierungen das Risiko, Unverträglichkeitsreaktionen auszulösen. Bei einer vorhandenen Nickelallergie muss daher auf alternative Materialien, wie Titanlegierungen oder Keramiken, zurückgegriffen werden (Marti 2000). Außerdem weisen CoCrMo-Legierungen mit einem höherem Nickelanteil eine verringerte Abriebbeständigkeit auf. Für Gleitflächen werden stattdessen bevorzugt CoCrMo-Gusslegierungen verwendet (Ungethüm und Winkler-Gniewek 1984).
Titan und Titanlegierungen
Für die meisten medizinischen Anwendungen haben sich Reintitan und vor allem die Legierungen TiAl6V4 und TiAl6Nb7 etabliert. Titanlegierungen zeichnen sich durch eine hohe Zugfestigkeit und ein gutes Ermüdungsverhalten bei geringer Dichte aus. Eine Besonderheit von Titanlegierungen ist die Ausbildung einer Passivierungsschicht, wodurch die Korrosionsbeständigkeit erhöht und eine chemische Inertheit erreicht wird. Titanlegierungen werden insbesondere im direkten Knochenkontakt eingesetzt, da Osteoblasten besonders gut an Titanwerkstoffe anwachsen können. Dadurch kann eine sekundäre Implantatverankerung erzielt werden. Rund 40 % der metallischen Implantate bestehen aus Titan bzw. Titanlegierungen (Jin et al. 2016).
Ein Nachteil von Titanlegierungen ist die geringere Scherfestigkeit und die limitierte Verschleißbeständigkeit. Deswegen werden diese Legierungen nicht für Gleitflächen eingesetzt. In der orthopädischen Chirurgie werden Titanlegierungen vor allem für Hüftstiele und Pfannenschalen (teilweise auch Reintitan), aber auch für künstliche Ellbogen-, Knie-, Kiefer- und Schultergelenke eingesetzt. Zudem finden Titanlegierungen sehr häufig als Osteosynthesematerialien Anwendung.
Medizinischer Edelstahl
Medizinische Edelstähle wie 316L sind hoch legierte, korrosionsbeständige Implantatwerkstoffe, die als Halbzeuge in verschiedenen Formen und Größen für die Implantatfertigung bereitgestellt werden. Medizinischer Edelstahl wird aufgrund der guten mechanischen Eigenschaften und Kosteneffizienz in der orthopädischen Chirurgie hauptsächlich als Osteosynthesematerial und zum Teil als Werkstoff für zementierte Hüftendoprothesenstiele verwendet. Medizinischer Edelstahl ist nicht magnetisch, und damit sind Untersuchungen im MRT möglich (Frosch und Stürmer 2006). Nachteile von Osteosynthesematerialien aus Edelstahl können die im Vergleich zu Titan geringere Korrosionsbeständigkeit und höhere Steifigkeit darstellen, die zu Spannungsabschirmungen und einer Verringerung von Mikrobewegungen im Frakturspalt führen können. Dies kann die sekundäre Frakturheilung mit Bildung von Kallusgewebe erschweren (Ganesh et al. 2005). Zudem weisen Implantate aus medizinischem Edelstahl einen relativ hohen Nickelgehalt (10–14 %) auf und können daher wie auch die CoCrNiMo-Legierungen besonders bei manchen Patienten zu Unverträglichkeitsreaktionen führen (Kanerva und Förström 2001). Inzwischen wurden auch rostfreie Stähle ohne relevanten Nickelanteil entwickelt (Disegi und Eschbach 2000).
Mechanische Eigenschaften
Die mechanischen Eigenschaften von Metallen und Metalllegierungen sind im Wesentlichen von ihrer Struktur und dem Gefügeaufbau abhängig (Abb. 1) (Bargel und Schulze 2018). Die Kristallstruktur beschreibt dabei die regelmäßige räumliche Anordnung der Metallatome. Die meisten Metalle haben nur eine Kristallstruktur, andere, wie Eisen und Titan, gehen bei bestimmten Temperaturen in einen anderen Kristallgittertyp über. Technische Metalle sind fast ausschließlich Vielkristalle, d. h., sie bestehen aus einer Vielzahl von einzelnen Kristallen, die auch als Körner bezeichnet werden. Der Verbund dieser Körner wird als Gefüge bezeichnet. Die Gefüge selbst werden über die Kornform und Korngröße beschrieben.
Abb. 1
Vergleich der mechanischen Festigkeit von verschiedenen Implantatwerkstoffen und von Knochen in Abhängigkeit der Bruchzähigkeit (a) und des Elastizitätsmodul (E-Moduls) (b). Bei den angegebenen Festigkeitswerten handelt es sich um Zugfestigkeitswerte mit Ausnahme der mit (*) bezeichneten Werkstoffe, für die der Wert als Druckfestigkeit angegeben ist (Wintermantel und Ha 2009)
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Festigkeit
Zur Beurteilung der mechanischen Eigenschaften von metallischen Werkstoffen werden standardisierte Prüfungen durchgeführt. Die wichtigsten Daten über das mechanische Verhalten von Metallen beruhen auf den Zugversuch nach DIN EN ISO 6892-1 (2017-02). Neben der Materialzusammensetzung hat die Herstellung und Verarbeitung von Metallen einen wesentlichen Einfluss auf deren mechanischen Eigenschaften.
Vor allem Gelenkimplantate sind innerhalb ihres langen Lebenszyklus hohen mechanischen Belastungen ausgesetzt, weshalb hohe Anforderungen an die Festigkeit der verwendeten Materialien gelegt wird. CoCr-Legierungen weisen gegenüber den anderen metallischen Implantatmaterialien die höchsten mechanischen Festigkeiten auf.
Das Gefüge von CoCrMo-Gusslegierungen besitzt mehrere Phasenbestandteile (Ungethüm und Winkler-Gniewek 1984; Wintermantel und Ha 2009). Beim Aushärten treten aufgrund des hohen Kohlenstoffgehalts harte Mischkarbide der Elemente Cr und Mo auf, was zu einer hohen Abriebbeständigkeit führt. Ein nachträgliches Diffusionsglühen erhöht die Zähigkeit des Materials, wobei zu hohe Glühtemperaturen jedoch zur Verringerung der Festigkeit führen können (Wintermantel und Ha 2009).
Die nickelhaltige CoCrMo-Legierung ist dagegen einphasig mit einem kubisch flächenzentrierten Gefüge, das beim Umformen unterhalb von 425 °C Bereiche mit hexagonaler Struktur ausbildet (Wintermantel und Ha 2009). Dadurch wird die Zähigkeit und Festigkeit erhöht, jedoch die Verschleißbeständigkeit verringert.
Die Zugfestigkeit geschmiedeter CoCr-Legierungen kann bis zu 1586 MPa betragen und ist höher bei gegossenen Varianten (Hussein et al. 2015). Bei gleichen Herstellungs- und Verarbeitungsprozessen lässt sich die Festigkeit von CoCr-Legierung durch einen größeren Nickelanteil erhöhen.
Edelstahl kann eine Zugfestigkeit von bis zu 1351 MPa erreichen (Hussein et al. 2015). Die Materialkennwerte von Edelstahl sind dabei ebenfalls von dem Herstellungs- und Wärmebehandlungsverfahren abhängig. So besitzt beispielsweise der medizinische Edelstahl 316L eine Zugfestigkeit zwischen 275–1240 MPa, je nachdem, ob er gegossen, geschmiedet, geglüht oder kaltverformt wurde (Ungethüm und Winkler-Gniewek 1984).
Reintitan weist eine Zugfestigkeit von 760 MPa auf (Hussein et al. 2015). Durch Zulegieren von Aluminium und Vanadium zu TiAl6V4 bzw. Niob zu TiAl6Nb7 und anschließender Wärmebehandlung kann die Zugfestigkeit bis zu 1103 MPa betragen. Des Weiteren konnte gezeigt werden, dass eine Druckbehandlung von Titanlegierungen zu einer Verfeinerung der Korngrößen führt und dadurch die Festigkeit erhöht werden kann (Ashida et al. 2014).
Steifigkeit
Durch einen hohen Chromanteil wird die Steifigkeit und Härte von CoCr-Legierungen erhöht (Niemann et al. 2005). Auch Molybdän bildet mit dem Kohlenstoff Karbide, die in einer höheren Zugfestigkeit und Verscheißfestigkeit dieser Legierungen resultieren.
Sowohl Edelstahl 316L als auch CoCr-Legierungen sind mit Elastizitätsmoduln (E-Moduln) von 240 GPa bzw. 200 GPa wesentlich steifer als Knochen. Dies kann zu einer beeinträchtigten Spannungsübertragung auf den Knochen („stress shielding“) führen, was wiederum in einer Knochenresorption und Lockerung der Implantate resultieren kann. Bei Titanlegierungen liegt der E-Modul je nach Zusammensetzung zwischen 55–125 GPa und somit näher an dem von kortikalen Knochen, der im Bereich von 10–30 GPa liegt (Geetha et al. 2009). Dadurch wird die Spannungsübertragung in den Knochen weniger negativ beeinflusst und das Risiko einer durch „stress shielding“ bedingten Implantatlockerung sinkt (Wintermantel und Ha 2009).
Bruchdehnung und Zähigkeit
Metalle weisen im Vergleich zu anderen Implantatwerkstoffen die höchsten Bruchzähigkeiten auf. Sowohl CoCr-Legierungen als auch Edelstahl 316L weisen eine Bruchzähikgeit von rund 100 MPa auf. Die Bruchzähigkeiten von Titanlegierungen fallen mit ca. 80 MPa etwas geringer aus (Sreekala et al. 2018). Die Zähigkeit eines Metalls kann durch die Bearbeitung beeinflusst werden. So führt ein Kaltumformen von Metallen und Metalllegierungen zu einer höheren Zähigkeit. Es konnte weiterhin nachgewiesen werden, dass die Verarbeitung im teilflüssigen Zustand gegenüber konventionellen Fertigungsverfahren wie dem Schmieden oder Gießen zu einem Materialersparnis bei gleichzeitig höherer Festigkeit und Zähigkeit führen (Kertesz 2012).
Edelstähle weisen mit 43–45 % die höchste Bruchdehnung im Vergleich zu Titan- und CoCr-Legierungen auf, bei denen die Bruchdehnung im Bereich von 8 % (Titanlegierung) bzw. 14–18 % (Reintitan) und 4–14 % (CoCr-Gusslegierung) bzw. 10–40 % (CoCr-Knetlegierung) liegen (Ratner 2008). Die Bruchdehnung hängt vom Bearbeitungszustand ab, wobei geglühte Metalle wesentlich höhere Bruchdehnungen aufweisen als kaltverformte.
Risswachstum und Dauerfestigkeit
Geschmiedete CoCrMo-Legierungen besitzen ein Gefüge mit kleinerer Korngröße und einer feineren Karbidverteilung, was in einer höheren Ermüdungsfestigkeit resultiert (Ungethüm und Winkler-Gniewek 1984). Geschmiedete CoCrMo-Legierungen besitzen mit 620–900 N/mm2 eine deutlich höhere Dauerfestigkeit als die gegossenen Varianten mit 190–400 N/mm2 (Ungethüm und Winkler-Gniewek 1984). Eine nickelreiche CoCr-Legierung besitzt in geglühter Form eine Dauerfestigkeit von 330–340 N/mm2 und im kaltverformten Zustand von 555 N/mm2. Die geschmiedete TiAl6V4-Legierung besitzt eine Dauerfestigkeit von 440–690 N/mm2. Oberflächenbearbeitungen wie Lasergravuren können ein Risswachstum initiieren und dadurch die Dauerfestigkeit von Implantaten verringern (Abb. 2)
Abb. 2
Bruch eines Hüftendoprothesenstiels aus Titan aufgrund von Risswachstum entlang einer Lasergravur
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Tribologische Eigenschaften
In der Tribologie wird das Zusammenspiel von Reibung, Verschleiß und Schmierung untersucht. Ein tribologisches System besteht aus einem Grund- und einem Gegenkörper sowie einem Zwischenstoff bzw. Schmierstoff (Abb. 3). Die Relativbewegungen sowie die Wechselwirkungen zwischen den Oberflächen der Komponenten sowie oberflächennahen Schichten führen unter Krafteinfluss zu Reibung und somit insbesondere bei schlechter Schmierung zum Verschleiß der Oberflächen (Wintermantel und Ha 2009; DIN 1979). Beim Durchdringen der Grenzschichten durch härtere Strukturen bildet sich eine neue Oberfläche sowie Abtrag in Form von Verschleißpartikeln aus, die stark in Größe und Form variieren (Wintermantel und Ha 2009; Black 2006).
Abb. 3
Grundaufbau eines tribologischen Systems
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Dabei können viele Faktoren die Art der Wechselwirkung und somit das Verschleißbild beeinflussen. Diese Faktoren sind unter anderem die Oberflächentopografie und -spannung der Kontaktflächen, die mechanischen und thermischen Eigenschaften der Werkstoffe sowie der Umgebung. Ebenso beeinflussen die wirkende Last oder die Zusammensetzung und die Art des Schmiermittels das Tribosystem (Black 2006; Jin und Fisher 2014). Die Änderung der Oberfläche lässt sich dabei auf die 4 Hauptverschleißmechanismen Abrasion, Adhäsion, Oberflächenzerrüttung und die tribochemische Reaktion zurückführen, wobei in der Regel mehrere Verschleißmechanismen gleichzeitig auftreten und immer das gesamte Tribosystem betreffen (Wintermantel und Ha 2009; DIN 1979).
Beim abrasiven Verschleiß findet forschreitender Materialabtrag durch ritzende Beanspruchung (Mikrozerspanung) ausgelöst von Partikeln oder Unebenheiten statt, die bei Relativbewegungen über eine feste Oberfläche reiben. Die Verschleißspuren treten als Kratzer, Riefen, Mulden, polierte Flächen oder wellenförmige Vertiefungen auf.
Adhäsiver Verschleiß bezeichnet das Ausbilden und Trennen von Haftverbindungen (Kaltverschweißungen) zwischen den Grenzflächen. Dabei werden die Rauheitsspitzen beider Oberflächen abgebaut. Bei mangelnder Schmierung führt Adhäsion weiterhin zum Abscheren von Randschichten. Als Folge von Adhäsion sind oftmals Köcher, Schuppen, Materialübertrag oder Delaminierung sichtbar.
Oberflächenzerrütung ist eine Verschleißform, die durch Ermüdung des Materials bei andauernder tribologischer Wechselbeanspruchung entsteht. Oftmals tritt diese bei nichtkonformen Reibpartnern in Form von Pitting (Grübchen) oder Rissen in Erscheinung. Bei der Erosion als Sonderform der Oberflächenzerrütung erfolgt der Abtrag der belasteten Oberfläche durch aufschlagende Partikel beispielsweise bei Umströmen der Grenzflächen.
Bei der tribochemischen Reaktion entstehen neue Reaktionsprodukte infolge der Beanspruchung der beiden Gleitpartner. Die Produkte können in Form von Partikeln oder als Oberflächenschichten auftreten. Das bekannteste Beispiel stellt die Korrosion dar (DIN 1979; Jin und Fisher 2014; Affatato et al. 2008).
In der Implantattechnologie bedeutet Verschleiß zum einen eine Änderung der Geometrie des Gleitlagers und ein erhöhtes Risiko für das Freisetzen von Abriebpartikeln, die biologische Gewebereaktionen hervorrufen können. Bei zellbiologischen Untersuchungen mit den Abriebpartikeln haben sich bei allen untersuchten Materialien (Metall, Keramik, PMMA, PE) Partikel im Größenbereich zwischen 0,1–1,0 μm als am reaktivsten erwiesen (Ingham und Fisher 2005). Die genannten Verschleißformen treten bei Implantaten nicht nur an den Gleitflächen auf, sondern können alle Kontaktflächen betreffen.
Im nativen Gelenk besteht das Tribosystem aus Knorpel, der mittels Synovialflüssigkeit geschmiert wird. Dieses System hat einen sehr geringen Reibkoeffizienten von ca. 0,002–0,025, der von künstlichen Gelenken bisher nicht erreicht werden kann (Black 2006; Schurz 1983). Da ein hoher Reibkoeffizient bei künstlichen Gelenken mit einer hohen Verschleißrate und diese wiederum mit einem frühem Implantatversagen einhergeht, wird versucht, die Reibung zwischen den Gleitpartnern künstlicher Gelenke weitestgehend zu verringern. Damit soll der Verschleiß der Oberflächen und die Entstehung von Abriebpartikeln reduziert und somit die klinische Lebensdauer der Implantate verlängert werden (Fisher et al. 2006a).
Tribologie von Metall-Metall-Gleitpaarungen
Die heute in der Herstellung verfügbaren Technologien ermöglichen präzise und reproduzierbare Fertigungsqualitäten der metallischen Komponenten, wodurch Metall-Metall-Gleitpaarungen durchaus einen geringen volumetrischen Abrieb an den Gleitflächen aufweisen können (Krukemeyer und Möllenhoff 2011). Metallischer Abrieb resultiert jedoch nicht nur von den Gleitflächen, sondern kann jede Verbindungsstelle, wie die Verbindung zwischen Kugelkopf und Konus oder zwischen Schraubenkopf und Osteosyntheseoplatte, betreffen.
Das Verschleißverhalten von Metallen in Artikulationsflächen läuft zumeist in 2 Phasen ab. Nach einer Einlaufphase zu Beginn der Bewegungs- bzw. Lasteinleitung, bei der zunächst eine höhere Verschleißrate resultiert, folgt eine stationäre Phase mit geringem Verschleiß. Dies ist auf die selbstpolierende Wirkung von Metall-Metall-Gleitpaarungen zurückzuführen (Jin und Fisher 2014). Der Abrieb bei Metall-Metall-Gleitpaarungen kann jedoch durch ungünstige Bedingungen wie Fehlpositionierung des künstlichen Gelenks, ungünstiges Design, das Vorhandensein von Drittkörpern oder bei Abriss des Schmierfilms erhöht sein (Fisher et al. 2006a). Häufigste Verschleißerscheinungen bei Metalloberflächen sind abrasiver Verschleiß in Form von Kratzern, Pitting und Fretting (Abb. 4). Dabei entstehen Verschleißpartikel im Nanometerbereich (Ingham und Fisher 2005; Catelas et al. 2011).
Abb. 4
Verschleißspuren auf einem explantierten Hüftendoprothesenkopf aus CoCr; Kratzer (rote Pfeile) und vereinzeltes Pitting (blaue Pfeile)
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Durch den Verschleiß der Gleitflächen entstandene Partikel können im Gelenkspalt einen Drittkörperverschleiß verursachen und im umliegenden Gewebe zu erheblichen Fremdkörperreaktionen führen. Diese Partikel und freigesetzte Metallionen können sowohl lokale als auch systemische Auswirkungen haben und zu erheblichen Schmerzen, Pseudotumoren, Nekrosen, Osteolysen und aseptischer Implantatlockerung führen (Catelas et al. 2011). Die Fremdkörperreaktion ist dabei abhängig von der Menge, Größe, Form und chemischer Zusammensetzung der Abriebpartikel (Catelas et al. 2011; Hembus et al. 2018; Kretzer et al. 2012). Metallpartikel im Nanometerbereich sollen ab einer Konzentration von 5 μm3 pro Zelle zytotoxisch wirken (Fisher et al. 2006a). Des Weiteren haben Studien ergeben, dass die verschiedenen Metallionen, wie Kobalt und Chrom, unterschiedliche Reaktionen an den Zellen hervorrufen können (Catelas et al. 2011). Partikelinduzierte Fremdkörperreaktionen werden bei metallischen Abriebpartikeln deutlich häufiger im Vergleich zu keramischen Abriebpartikeln beobachtet (Schurz 1983; Fisher et al. 2006a; Sivananthan et al. 2014).
Aufgrund der zahlreichen möglichen Komplikationen ist die Weiterentwicklung von Gleitpaarungen zur Abriebreduktion essenziell. Der Abrieb von Gleitpaarungen in künstlichen Gelenken ist abhängig von Design (z. B. Größe und Kongruenz der Gleitpartner) und Schmierung (z. B. Gelenkspalt) des Implantats. Eine Reduzierung des Abriebs an metallischen Gleitflächen kann durch eine Erhöhung der Oberflächenhärte, beispielsweise durch eine Oberflächenbehandlung mit Stickstoffionen, erzielt werden (Hembus et al. 2018). Bei CoCr-Legierungen konnte der Abrieb durch einen erhöhten Kohlenstoffgehalt (>0,2 %) reduziert werden (Jin und Fisher 2014; Fisher et al. 2006a). Ein Einfluss der Verarbeitung (Gießen oder Schmieden) auf die Abriebrate konnte nicht festgestellt werden (Jin und Fisher 2014).
Korrosion
Ein besonderer Schädigungsmechanismus metallischer Komponenten stellt die Korrosion dar. Normalerweise bildet sich bei metallischen Oberflächen eine Passivierungsschicht (Oxidschicht) aus, die die metallischen Komponenten vor Korrosion schützt. Wird diese Passivierungsschicht jedoch beschädigt und kann nicht repassivieren, können unterschiedliche Arten der Korrosion auftreten, die zu einer Ionenfreisetzung und schädlichen Fremdkörperreaktionen führen können und von der Materialkombination abhängen. Die Korrosionsbeständigkeit der Materialien hängt von unterschiedlichen Faktoren ab. So haben Titanlegierungen dickere Oxidschichten als Reintitan und sind daher besser geschützt. Durch eine thermische Behandlung kann die Korrosionsbeständigkeit von Titan zusätzlich verbessert werden (Browne und Gregson 1994). Bei Edelstahl führt ein geringerer Kohlenstoffgehalt (Edelstahl 316L) zu einer verbesserten Korrosionsbeständigkeit (Aherwar 2019). Außerdem kann durch eine Kornverfeinerung die Oberflächenreaktion mit der korrosiven Umgebung reduziert werden (Sreekala et al. 2018).
Bei metallischen Implantaten können folgende Arten der Korrosion unterschieden werden:
Spaltkorrosion
Bei der Spaltkorrosion handelt es sich um eine Korrosion an schwer zugänglichen Stellen, wie Löchern und Spalten. Die Metalloxidation geht hierbei mit einer Sauerstoffreduktion einher. Der Sauerstoff wird bei der Oxidation verbraucht und der Sauerstoffgehalt in der Spalte sinkt, da kein Sauerstoff in den Spalt eindringen kann. Dadurch werden positiv geladene Metallkationen innerhalb des Spaltes gebildet, die zu einem rein diffundieren von negativ geladenen Chloridione in den Spalt führen. Durch chemische Prozesse wird Salzsäure im Spalt gebildet, die die Korrosionsrate erhöht (Eliaz 2019). Eine Spaltkorrosion kann beispielsweise bei Osteosyntheseplatten zwischen Platte und Schraubenkopf auftreten (Brown und Simpson 1981). Rostfreie Stähle sind im Vergleich zu CoCr- oder Titanlegierungen besonders anfällig für Spaltkorrosion (Wintermantel und Ha 2009).
Lochfraß (Lochkorrosion)
Lochfraß
ist eine starke, aber lokal begrenzte Korrosion der metallischen Oberfläche, die sich in Form von Hohlräumen ausbildet. Dies tritt insbesondere bei lokalen Schädigungen der Passivierungsschicht auf. Nach ihrer Initiierung wachsen die Löcher weiter, oder es kommt zu einer Repassivierung (Eliaz 2019).
Spannungsrisskorrosion
Die Spannungsrisskorrosion kann auftreten, wenn eine metallische Komponente statischen Zugspannungen in einer korrosiven Umgebung ausgesetzt ist. Die Zugspannungen können dabei unterhalb der Streckgrenze des Materials liegen. Je höher die vorliegende Spannung ist, desto schneller wird eine Spannungsrisskorrosion initiiert. Weitere Faktoren wie der metallurgische Zustand des Materials und die Umgebungsbedingungen beeinflussen das Fortschreiten der Korrosion (Eliaz 2019). Die Spannungsrisskorrosion erfolgt je nach Werkstoff und Elektrolyt interkristallin oder transkristallin (Wintermantel und Ha 2009; Eliaz 2019).
Korrosionsermüdung
Die Korrosionsermüdung verhält sich ähnlich wie die Spannungsrisskorrosion, tritt jedoch infolge zyklischer Beanspruchung in einer korrosiven Umgebung auf und wirkt sich schädlich auf die Dauerfestigkeit und die Lebensdauer des Implantats aus. Durch die zyklische Belastung wird die Passivierungsschicht lokal zerstört, wodurch sich Korrosionsgruben bilden. Das Ausmaß der Korrosion hängt dabei stark von den Wechselwirkungen zwischen mechanischen (z. B. maximale Spannung, Rissgröße und Frequenz) und metallurgischen (z. B. Legierungszusammensetzung, Verteilung von Legierungselementen, Verunreinigungen und Kristallstruktur) und Umgebungsvariablen (Temperatur, pH-Wert und elektrisches Potenzial) ab (Eliaz 2019).
Interkristalline Korrosion
Interkristalline (intergranulare) Korrosion tritt an Korngrenzen auf, wenn sich aufgrund von Verunreinigungen oder einer Atomtrennung eine zweite Phase bildet. An der Korngrenze bilden sich dann eine galvanische Zelle und Korrosion. Interkristalline Korrosion tritt hauptsächlich in CoCrMo- und Titanlegierungen auf (Gilbert 2017), kann jedoch auch durch eine falsche Wärmebehandlung bei Stählen in Erscheinung treten (Wintermantel und Ha 2009).
Tribokorrosion (Fretting)
Tribokorrosion
wird als verschleißbeschleunigte Korrosion einer Materialoberfläche bezeichnet und kann sich einstellen, wenn Relativbewegungen zwischen 2 Komponenten auftreten (Eliaz 2019). Durch die Relativbewegung wird die Passivierungsschicht beschädigt, und korrosive Prozesse können schneller in Gang kommen. Da viele Implantate modular aufgebaut sind oder aus mehreren Komponenten bestehen, handelt es sich um eine häufige Korrosionsart im Zusammenhang mit Implantaten. Tribokorrosion kann beispielsweise an der Grenzfläche zwischen Hüftkopf und Konus (Abb. 5) (Gilbert 2017; Meyer et al. 2012) oder zwischen Schraubenkopf und Osteosysntheseplatte (Brown und Simpson 1981; Santos et al. 2015) auftreten.
Abb. 5
Beispiel für Fretting an einer Adaperhülse aus Titan
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Galvanische Korrosion
Die galvanische Korrosion ist eine beschleunigte Korrosion, die auftritt, wenn unterschiedliche Metalle in Kontakt stehen. Dabei agiert das aktivere Metall als Anode und das zweite Metall als Kathode. Titanlegierungen gelten als sehr beständig gegenüber galvanischer Korrosion, solange keine Tribokorrosion auftritt (Eliaz 2019). Bei Kontakt von Titan- oder CoCr-Legierungen mit Komponenten aus Edelstahl, tritt die anodische Reaktion am Stahl auf (Wintermantel und Ha 2009).
Keramiken
Die erste Anwendung von Keramiken in der orthopädischen Chirurgie geht in das Jahr 1920 zurück, in dem eine Glasprothese als Femurkopfersatz eingesetzt wurde (McEntire et al. 2015). In den darauffolgenden 50 Jahren wurden in der Endoprothetik hauptsächlich Metalle und Polymere verwendet, bis Keramiken in den 1970er-Jahren eine Renaissance erfuhren. Die geringe Verschleißrate von Keramikgleitpaarungen (Abb. 6), die Biokompatibilität und die allergologischen Vorteile im Vergleich zu metallischen Werkstoffen machten Keramik zu einem geeigneten Material für den künstlichen Gelenkersatz.
Abb. 6
Kugelkopf und Pfanneneinsatz aus ATZ-Keramik für die Hüftendoprothetik
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Aluminiumoxid
Das erste in der Orthopädie eingesetzte keramische Material war Aluminiumoxid (Al2O3). Al2O3 besteht aus einer polykristallinen einphasigen Struktur und weist den höchsten Oxidationszustand auf, wodurch es hydrodynamisch stabil (keine Alterung), chemisch inert und korrosionsbeständig ist. Durch verbesserte und stabile Herstellungsprozesse konnten die Materialeigenschaften von Al2O3 im Laufe der Zeit ebenfalls verbessert werden. Dadurch sind beispielweise die beschriebenenen Bruchraten von Hüftendoprothesenköpfen aus Al2O3 von 13,4 % vor 1990 auf 0,021 % zwischen 2000 und 2013 zurückgegangen (Willmann 2000; Garino 2013).
Zirkoniumdioxid
Aufgrund der höheren Bruchfestigkeit wurde ab den 1980er-Jahren Zirkoniumdioxid (ZrO2) für den künstlichen Gelenkersatz eingesetzt. ZrO2 besteht aus einer polykristallinen polymorphe (tetragonalen und monoklinen) Struktur. Im Vergleich zu Al2O3 weist ZrO2 eine geringere Härte, Steifigkeit und Korngröße bei höherer Dichte auf, während sich die Festigkeit und Zähigkeit ungefähr verdoppeln (Masaki 1986). Die tetragonale Phase von reinem ZrO2 liegt jedoch in einem instabilen Zustand vor, sodass eine Stabilisierung durch Zusätze wie Yttrium notwendig ist (Y-TZP: Yttrium-stabilisiertes Zirkoniumdioxid). Die tetragonale Phase von Y-TZP ist bei Raumtemperatur stabil, wird bei höheren Temperaturen jedoch instabil und wird in die monokline Phase umgewandelt. Die Alterung von ZrO2 kann zu einer Aufrauung der Oberfläche, einem erhöhten Verschleiß sowie einer Schwächung des Materials führen, was schließlich in erhöhten Bruchraten endet (McEntire et al. 2015).
Kompositkeramik
Aufgrund der nachteiligen Alterung des ZrO2 und der geringen Bruchzähigkeit des Al2O3 wurden Kompositkeramiken entwickelt. Die gebräuchlichsten Kompositkeramiken für den Gelenkersatz sind Zirkoniumdioxid-verstärktes Aluminiumoxid (ZTA, „zirconia-toughened alumina“) und Aluminiumoxid-verstärktes Zirkoniumdioxid (ATZ: „alumina-toughened zirconia“). Weitere Additive sind beispielsweise Strontiumoxid (SrO) zur Steigerung der Zähigkeit durch die Ausbildung plättchenförmiger Kristalle, Yttriumoxid (Y2O3) zur Steuerung der Umwandlungsverstärkung und Chromoxid (Cr2O3) zur Erhöhung der Härte sowie der Abriebeigenschaften. Außerdem soll es die Alterung reduzieren (Gopal und Manivasagam 2019). Aluminiumoxidmatrix-Komposite (AMC, „alumina matrix composite“) stellen eine besonder Art der ZTA dar, bei der die zuvorgenannten Zusätze ergänzt werden.
Mechanische Eigenschaften
Die größte Gefahr beim Einsatz von Keramiken in der orthopädischen Chirurgie stellt der Sprödbruch dar, der dann auftritt, wenn die zulässigen Spannungen lokal überschritten werden (Abb. 7). Bei einem Bruch eines keramischen Implantats handelt es sich um ein schwerwiegendes Ereignis, das in der Regel eine Revisionsoperation erfordert.
Abb. 7
Bruch eines keramischen Kugelkopfes und Pfanneneinsatzes (Sandwich-Liner)
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Im Folgenden wird auf Materialparameter eingegangen, die für das Bruchrisiko von Keramiken relevant sind. Die Materialkennwerte sind in Tab. 1 zusammengefasst.
Tab. 1
Eigenschaften ausgewählter, eingesetzter keramischer Implantatwerkstoffe (McEntire et al. 2015)
Kenngröße
Al2O3
ZrO2
ZTA
AMC
ATZ
Dichte [g/cm3]
3,98
6,00–6,05
4,25
4,37
5,51
Korngröße [μm]
<1,8
0,1–0,6
0,4–0,7
0,54
0,4
Biegefestigkeit [MPa]
400–580
700–1500
700–1248
1250–1400
755–1163
Druckfestigkeit [GPa]
4100–5000
2000–2200
4000–4500
4300
2600
Härte [GPa]
18,0–23,0
11,0–12,5
15,7–20,8
19,0
13,7–15,0
Poissonzahl
0,23
0,3–0,33
0,24
0,24
0,28
Elastizitätsmodul [GPa]
380
200–250
340–390
358
240–250
Bruchzähigkeit KIC
3,3–4,2
4,5–20,0
>4,1
6,4–8,5
8,0–12,0
Dauerfestigkeit KTH/KIC
0,52–0,84
0,37–0,92
n.a.
0,67
n.a.
Festigkeit
Die Festigkeit ist ein entscheidener Materialkennwert, wenn die Bruchgefahr von keramischen Komponenten bewertet wird, und wird üblicherweise mittels Biegeprüfung ermittelt. Hierbei ist zu beachten, dass die erzielten Festigkeiten zum einen durch Abweichungen im Material und der Verarbeitung, aber auch besonders durch die gewählte Prüfmethode stark variieren können. Entsprechend der Normen sind mehrere Probengeometrien und die Verwendung von 3- oder 4-Punkt- oder biaxiale Biegeprüfung zulässig, wobei die höchsten Festigkeiten bei kleinsten Probengeometrien im 3-Punkt-Biegeversuch erzielt werden (Quinn und Morrell 1991).
Al2O3 hat eine geringe Biegefestigkeit (ca. 580 MPa), die entsprechend der ASTM- und ISO-Spezifikationen über 400 MPa bzw. 500 MPa liegen muss. Die Biegefestigkeiten von Y-TZP muss entsprechend der ASTM-Spezifikationen über 800 MPa liegen, sind jedoch in der Regel deutlich höher (700–1500 MPa) (McEntire et al. 2015).
Die Einführung von Kompositkeramiken wie ATZ, ZTA und AMC führte zu einer Verbesserung der Biegefestigkeit bei gleichzeitig verbesserter Alterungsbeständigkeit. Entsprechend der ISO-Standards müssen ZTA- und AMC-Keramiken eine Biegefestigkeit von 750 MPa aufweisen (McEntire et al. 2015). Tatsächlich liegen die Werte jedoch deutlich höher, und es wurden Werte von bis zu 1248 MPa für ZTA und 1400 MPa für AMC angegeben. Für ATZ-Werkstoffe wurden biaxiale Biegefestigkeiten zwischen 755–1163 MPa beschrieben (McEntire et al. 2015; Moraes et al. 2004; Schneider et al. 2008). Aufgrund der oben genannten unterschiedlichen Prüfverfahren ist jedoch eine direkte Vergleichbarkeit der Festigkeitswerte untereinander nicht gegeben.
Si3N4 (Siliciumnitrid) ist eine relativ neu entwicklete Keramik für den Einsatz in der orthopädischen Chirurgie, wobei die Festigkeit typischerweise zwischen 800–1100 MPa liegt (Bal und Rahaman 2012).
Weibull-Modul
Der Weibull-Modul liefert ein statistisches Maß für diese Festigkeitsvariabilität der Keramiken, die mit der Anzahl und Größenverteilung der inhärenten Fehler zusammenhängt. Ein Material mit hohem Modul hat eine engere Festigkeitsverteilung und damit eine bessere Zuverlässigkeit (ASTM 2013). Das Erreichen gleichmäßig hoher Festigkeiten und Weibull-Modulen bei aufeinanderfolgenden Keramikchargen ist eine große Herausforderung, da bei jedem Herstellungsschritt Defekte auftreten können. Grobe Partikel (oder Granulate), große oder harte Agglomerate und Fremdverunreinigungen in der Keramik sind mögliche Fehler. Außerdem können bei der Fertigung keramischer Implantate Lunker (Lufteinschlüsse) auftreten, die durch ein heißisostatisches Pressen deutlich reduziert werden (McEntire et al. 2015). Für keramische Implantate in der orthopädischen Chirurgie wird ein breiter Bereich von Weibull-Modulen zwischen 7–18 angegeben (McEntire et al. 2015; Ambrožič et al. 2014).
Bruchzähigkeit
Die Bruchzähigkeit (bzw. kritische Spannungsintensität, KIC) beschreibt die intrinsische Beständigkeit des Materials gegen eine Rissausbreitung und ist für Keramik von entscheidender Bedeutung. Ein schneller Bruch tritt auf, wenn die Spannungsintensität an einer Rissspitze die Bruchzähigkeit überschreitet. Im Laufe der Zeit wurden unterschiedliche Strategien zur Verbesserung der Bruchzähigkeiten entwickelt. Bei einphasigen Keramiken werden die Korngröße und Korngrenzen kontrolliert eingestellt, um subkritische Mikrorisse, Rissüberbrückungen und Verzweigungen zur Verbesserungen der Zähigkeit zu erzeugen (Evans 1990). Durch unterschiedliche Zusätze zu den Dispersionen kann die Zähigkeit weiterhin erhöht werden (Evans 1990).
Al2O3 muss nach ISO-Spezifikation eine Bruchzähigkeit von 2,5 MPa m1/2 aufweisen und hat mit einer Bruchzähigkeit zwischen 3,3–4,2 MPa m1/2 die niedrigste im Vergleich zu den anderen eingesetzten Keramiken (McEntire et al. 2015). Grund dafür sind die gleichachsigen Körner mit einer Größe kleiner als 2 μm. Bei einem Material mit kleinerer Körnung besitzt ein Riss einen weniger gewundenen Weg durch die Matrix.
Y-TZP-, ZTA-, AMC- und ATZ-Keramiken haben zwar auch gleichachsige Körner, jedoch schützt die polymorphe Ausdehnung des ZrO2-Kristallgitters die Rissspitze vor übermäßigen Zugkräften, wodurch das Fortschreiten des Risses verlangsamt oder gestoppt wird. Daher ist die Bruchzähigkeit dieser Keramiken höher und liegt zwischen 4,1–20,0 MPa m1/2 (McEntire et al. 2015). Die breite Spanne der Werte hat unterschiedliche Gründe. Über die Zusammensetzung und Verarbeitung der Keramiken können diese vermehrt kleinere Körner mit mehr Gleichachsigkeit oder größere Körner mit hohem Aspektverhältnis aufweisen (McEntire et al. 2015). Zudem hängt die ermittelte Bruchzähigkeit von der gewählten Prüfmethodik ab (McEntire et al. 2015).
Risswachstum undDauerfestigkeit
Keramiken neigen unter dynamischen Belastungen mit unterkritischen Spannungen zu einem verzögerten Versagen. Dieses Versagensphänomen wird oft als langsames oder unterkritisches Risswachstum („slow crack growth“, SCG) bezeichnet (McEntire et al. 2015; Evans 1990). Eine langsame Rissausbreitung erfolgt durch Verknüpfung von inhärenten Mikrostrukturdefekten unter statischer oder zyklischer Beanspruchung.
Generell sind bei der Rissausbreitung zwei Wirkmechanismen zu unterscheiden: intrinsische Faktoren (z. B. Poren, Risse und Verunreinigungen), die die Rissausbreitung vorantreiben, und extrinsische Faktoren (die Zähigkeit erhöhende Faktoren wie Rissablenkung und Überbrückungskörner), die die Rissausbreitung verzögern. Das unterkritische Risswachstum kann erst ab einem bestimmten Schwellenwert (KTH) der Spannungsintensität auftreten, der damit einen wichtigen Materialkennwert darstellt. In vielen Fällen wird auch das Verhältnis zwischen dem Schwellenwert KTH und der Bruchzähigkeit KIC angegeben, das bei den genannten Keramiken üblicherweise zwischen 0,37–0,97 liegt. Unterschiede können durch die Test- und Umgebungsbedingungen (feuchtes Milieu) auftreten (McEntire et al. 2015; de Aza et al. 2002; Ramalingam et al. 2011). Insbesondere Spannungsrisskorrosion kann bei polykristallinen Keramiken ein Problem darstellen, das auf das Vorhandensein von Korngrenzenverunreinigungen zurückzuführen ist (McEntire et al. 2015; de Aza et al. 2002; Ramalingam et al. 2011). Korngrenzen mit einem hohen Stickstoffgehalt zeigen eine erhöhte Beständigkeit gegenüber einem unterkritischen Risswachstum (de Graaf et al. 2006).
Tribologische Eigenschaften
Tribologisch zeichnen sich Keramiken durch eine besonders hohe Benetzbarkeit mit polaren Flüssigkeiten aus, wodurch die Synovia gleichmäßig zwischen den Gleitflächen verteilt und ein durchgängiger Schmierfilm erreicht wird. Keramiken weisen daher geringe Abriebraten auf. Das sehr gute Verschleißverhalten von Keramik-Keramik-Gleitpaarungen wurde in zahlreichen In-vitro- und In-vivo-Studien nachgewiesen (Fisher et al. 2006a; Kaddick und Pfaff 2002). Zu erklären ist der äußerst geringe Abrieb von Keramik-Keramik-Gleitpaarungen auch durch den geringen Reibkoeffizienten von 0,05–0,1 (Al2O3-Al2O3 mit Ringer-Lösung) (Wintermantel und Ha 2009; Black 2006). Durch ihre hohe Härte sind Keramiken deutlich kratzresistenter und weniger anfällig für Drittkörperverschleiß als beispielsweise Metalle (Hembus et al. 2018). Eine mögliche Komplikation keramischer Gleitpaarungen stellt die Mikroseperation dar, die von erhöhtem Abrieb bis zu einem Keramikbruch führen kann (Jin und Fisher 2014; Fisher et al. 2006a; Sivananthan et al. 2014). Beim Verschleiß durch Mikroseparation entstehen keramische Verschleißpartikel mit einer Größenverteilung im Bereich von 5–20 nm sowie 0,2–10 μm (Ingham und Fisher 2005). Weitere häufige Verschleißerscheinungen bei Keramikgleitflächen sind Mikrorisse und Pitting (Abb. 8) (Hembus et al. 2018; Sivananthan et al. 2014). Keramikpartikel zeigen im Vergleich zu anderen Verschleißpartikeln eine geringere biologische Aktivität (Ingham und Fisher 2005; Fisher et al. 2006a; Kretzer et al. 2012). Al2O3-Partikel sollen beispielsweise erst bei einer sehr hohen Konzentration von ca. 100–300 μm3 pro Zelle eine Fremdkörperreaktion auslösen (Ingham und Fisher 2005; Fisher et al. 2006a; Kretzer et al. 2012).
Abb. 8
Verschleißspuren in Form vom Pitting auf einer Knieendoprothesenkondyle aus AMC-Keramik
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Polymere
Polymere werden seit mehreren Jahrzehnten in der orthopädischen Chirurgie als Implantatwerkstoffe verwendet. Eingesetzt werden Polymere als Gleitflächen für Endoprothesen, Wirbelsäulencages, Knochendefektfüller nach Tumorentfernung sowie Osteosynthesematerialien. Im Folgenden sind einige ausgewählte Polymere, die in der orthopädischen Chirurgie als Implantatwerkstoffe dienen, dargestellt.
Polymethylmethacrylat (PMMA)
Polymethylmethacrylat (PMMA) wird seit den 1960er-Jahren für die Verankerung von Endoprothesen angewandt und wird auch als „Knochenzement“ bezeichnet (Charnley 2010). PMMA ist ein Thermoplast, der aus 2 Komponenten, einem Pulverpolymer und einem flüssigen Monomer, intraoperativ zusammengemischt wird und dann aushärtet. Zusätzlich enthalten die Komponenten Stabilisatoren, röntgendichte Substanzen, einen Initiator sowie Farbstoffe und Antibiotika. Die Polymerisation läuft als exotherme Reaktion ab, bei der Temperaturen von 70 °C erreicht werden (Stańczyk und van Rietbergen 2004).
Die Anwendung von PMMA in der orthopädischen Chirurgie ist weit verbreitetet, wobei Komplikationen relativ selten sind. Zu den möglichen Komplikationen zählen Gewebenekrosen, ausgelöst durch die hohe Polymerisationswärme sowie die Chemikalien, (Urrutia et al. 2008; Mjöberg et al. 1984) oder ein Gefäßverschluss, der bei einem Austreten des Zements aus der Implantationsstelle auftreten kann (Zhang et al. 2011). Zudem ist der Zement nicht langzeitstabil und erleidet durch dauerhafte Wechselbelastungen über einen längeren Zeitraum Ermüdungsbrüche, die schließlich zu einer Lockerung des Implantats oder zu einer Osteolyse aufgrund freigesetzter Verschleißpartikel führen (Lewis 2009; Cuckler 2012; Goodman 2005).
Es sind zahlreiche Knochenzemente auf dem Markt erhältlich, die sich in ihrer Materialzusammensetzung und Viskosität unterscheiden und daher auch stark variierende mechanische Eigenschaften aufweisen können (Lee 2005).
Polyethylen (UHMW-PE)
Polyethylen ist ein teilkristalliner, unpolarer Kunststoff, der als Gleitpaarung bei allen Arten von Endoprothesen zum Einsatz kommt. Heute wird ultrahochmolekulares PE (UHMW-PE) eingesetzt, das den im Gelenk wirkenden Kräften standhalten kann und eine gute Langzeitstabilität in situ aufweist. Durch eine Gamma- oder Elektronenstrahlbehandlung des UHMW-PE werden Querverbindungen zwischen den Molekülketten erzeugt (Quervernetzung), wodurch die mechanischen und tribologischen Eigenschaften dieses XL-PE noch weiter verbessert werden können. Da bei der Gammabestrahlung freie Radikale gebildet werden, die die mechanische Festigkeit herabsetzen, sollten die Komponenten wärmebehandelt oder mit Vitamin E dotiert werden, um die freien Radikale zu reduzieren (Oral und Muratoglu 2011).
Die größten Nachteile von Polyethylen bestehen in der niedrigeren Verschleißbeständigkeit im Vergleich zu Keramik und Metall und den Auswirkungen der Verschleißpartikel auf das umgebende Gewebe. Bei künstlichem Gelenkersatz können die Verschleißpartikel zu Osteolysen und damit einer Lockerung der Implantatkomponenten führen (Goodman 2005). Außerdem kann Polyethylen bei hohen Belastungen brechen (Blumenfeld et al. 2011) und ist nicht alterungsbeständig (Lewis 2001; Bracco et al. 2017; Brach Del Prever et al. 2009).
Poly-Ether-Ether-Keton (PEEK)
Poly-Ether-Ether-Keton (PEEK) ist ein hochtemperaturbeständiges, radioluzentes und biokompatibles Polymer, das vor drei Jahrzehnten in medizinischen Anwendungen eingeführt und als Biomaterial in der Orthopädie und Unfallchirurgie erprobt wurde (Kurtz und Devine 2007). PEEK hat den Vorteil, dass die mechanischen Eigenschaften durch eine Verstärkung des Bulk-Materials, beispielsweise mit Kohlefasern, modifiziert werden können (Kurtz und Devine 2007). Beispielsweise lässt sich der E-Modul von PEEK damit an den von kortikalem Knochen (18 GPa) anpassen (Kurtz und Devine 2007). PEEK und Kohlenstofffaser-verstärktes Poly-Ether-Ether-Keton (CFR-PEEK) sind hochtemperaturstabile Polymere. Studien haben gezeigt, dass erst bei Temperaturen zwischen 400–480 °C eine thermische Degradation auftritt (Cole und Casella 1993). Eine weitere Besonderheit von PEEK ist, dass es sehr widerstandsfähig gegenüber Gamma- und Elektronenstrahlen ist und deutlich weniger freie Radikale gebildet werden als bei UHMW-PE. Außerdem verflüchtigen sich die gebildeten Radikale schneller (Kurtz und Devine 2007). PEEK eignet sich für eine Vielzahl kommerzieller Verarbeitungstechniken, einschließlich Formen, Extrudieren, Spritzgießen, Formpressen und der additiven Fertigung, was die Verwendung als Implantatmaterial zusätzlich attraktiv macht.
PEEK wird derzeit hauptsächlich für Wirbelsäulenimplantate eingesetzt (Abb. 9). Insbesondere dessen Radioluzenz bietet einen großen Vorteil gegenüber metallischen Implantatsystemen. Die Nutzung von PEEK für weitere Implantatsysteme wie Hüft- und Knieendoprothesen oder als Osteosyntheseimplantate erfolgt bislang selten und ist Gegenstand weiterführender Untersuchungen (Kurtz und Devine 2007).
Abb. 9
Wirbelsäulencages aus PEEK und CFR-PEEK (links: Signus Medizintechnik, Alzenau, Deutschland; rechts: DePuy Spine, KirkelLimbach, Deutschland). (Aus: 15)
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Mechanische Eigenschaften
Bezogen auf die mechanischen Eigenschaften ist der Kristallinitätsgrad von Polymeren ein entscheidender Parameter, da eine höhere Kristallinität mit einem höheren Elastizitätsmodul, höherer Streckgrenze, einer verbesserten Beständigkeit gegen Kriechverformung sowie einer verbesserten Ermüdungsfestigkeit einhergeht (Brach Del Prever et al. 2009). Die Materialkennwerte sind in zusammengefasst.
Festigkeit
Ähnlich keramischer Implantatkomponenten besteht auch bei Komponenten aus Polymeren die Gefahr eines Bruchs, wenn die zulässige Festigkeit überschritten wird. Knochenzemente (PMMA) müssen entsprechend den Angaben in ISO 5833-02 eine Druckfestigkeit von 70 MPa, eine Biegefestigkeit von 50 MPa und ein Biegemodul von 1800 MPa aufweisen (ISO 5833 2002-05). Die Festigkeit von Knochenzement ist unter Druckbelastung am höchsten und unter Zug- oder Scherbeanspruchung am geringsten, wobei die Druckfestigkeit zwischen der von trabekulärem und kortikalem Knochen liegt (Lewis 2009). Durch eine Gammasterilisation wird die Zugfestigkeit und der E-Modul von Knochenzement verringert (Harper et al. 1997). Über den Einfluss von zugefügten Antibiotika auf die mechanische Festigkeit besteht kein Konsens in der Literatur (Lewis 2009).
Entsprechend der ASTM F648 und ISO 5834 muss medizinisches UHMW-PE (abhängig vom Granulat) eine Zugfestigkeit von 27–35 MPa und eine Streckgrenze von 19–21 MPa aufweisen (DIN ISO 5834-2 2014-02; Specification for Ultra-High-Molecular-Weight Polyethylene Powder and Fabricated Form for Surgical Implants). Diese Werte gelten für unbehandeltes UHMW-PE, wobei verschiedene Bearbeitungsschritte (Bestrahlung, thermische Behandlung und Sterilisation) notwendig sind, um eine Quervernetzung zu initiieren. Diese Schritte beeinflussen die mechanische Festigkeit. Hierbei ist insbesondere entscheidend, ob die thermische Behandlung unterhalb („Annealing“) oder oberhalb („Remelting“) des Schmelzpunkts (135 °C) durchgeführt wird, da ein Aufschmelzen („Remelting“) den E-Modul sowie Zugfestigkeit und Streckgrenze signifikant reduziert. Der Einfluss der Strahlendosis auf die Festigkeit und Streckgrenze ist nicht eindeutig, da unterschiedliche Studien in entgegengesetzte Richtungen weisen (Lewis 2001).
Entsprechend der ASTM F2026 muss medizinisches PEEK eine Streckgrenze von mindestens 90 MPa, ein Biegemodul von 3 GPa und eine Biegefestigkeit von 110 MPa aufweisen (ASTM 2017). Im Gegensatz zu anderen Polymeren wird die Festigkeit von PEEK nur bei sehr hohen Strahlendosen beeinflusst. Eine wiederholte Gammasterilisation mit Strahlungsdosen von 25–40 kGy in Luft führt zu keiner signifikanten Änderung der mechanischen Eigenschaften von PEEK und CFR-PEEK (Kurtz und Devine 2007). Im Fall von CFR-PEEK haben die Menge, Länge und Orientierung der Kohlefasern einen entscheidenden Einfluss auf die Streckgrenze, Zug- und Biegefestigkeit sowie den Biegemodul (Buggy und Carew 1994; Avanzini et al. 2013). Außerdem wird das Spannungs-Dehnungs-Verhalten von PEEK durch die Dehnrate und Temperatur beeinflusst, wobei die Temperaturabhängigkeit bei der Anwendung in der orthopädischen Chirugie wegen der geringen Variabilität der Körpertemperatur eine untergeordnete Rolle spielt (Hamdan und Swallowe 1996; Rae et al. 2007). Des Weiteren steigt die Festigkeit mit zunehmender Kristallinität. Die Kristallinität wird durch die Bearbeitung des PEEK beeinflusst, insbesondere durch die thermische Verarbeitung (Kurtz und Devine 2007; Chivers 1994). So kann beispielsweise ein Beschichtungsprozess die mechanischen Festigkeiten beeinflussen (Vogel et al. 2018). Bei Implantaten mit unterschiedlicher Dicke kann es zu graduellen Unterschieden in der Kristallinität und damit auch in der Festigkeit kommen (Jones et al. 1985).
Bruchdehnung
Die Bruchdehnung von Knochenzement wird durch eine Gammasterilisation reduziert (Harper et al. 1997). Bei der Zugabe von Antibiotika scheint der Einfluss auf die Bruchdehnung hingegen von der Art der Zugabe abzuhängen. Bei manuellem Unterrühren des Antibiotikums konnte eine Reduktion der Bruchdehnung gezeigt werden. Wenn das Antibiotikum hingegen schon mit dem Knochenzement industriell vermengt war, war die Bruchdehnung nicht beeinflusst (Lewis 2009).
Entsprechend der ASTM F648 muss UHMW-PE je nach Typ eine Bruchdehnung von 250 % bzw. 300 % aufweisen (ASTM 2014).
Medizinisches PEEK muss nach ASTM F2026-14 eine Bruchdehnung von mindestens 5 % aufweisen. Durch die Zugabe von Kohlefasern zu PEEK wird die Bruchdehnung reduziert, ebenso mit steigender Kristallinität (Yang et al. 2017). Außerdem kann die Bruchdehnung, wie die Biegefestigkeit und Streckgrenze, durch Verarbeitungsprozesse, wie eine Beschichtung, reduziert werden (Vogel et al. 2018).
Bruch- und Schlagzähigkeit
Die Bruchzähigkeit von PMMA-Knochenzement wird durch die Zugabe von Antibiotika und die Gammasterilisation reduziert (Lewis 2009; Harper et al. 1997; Graham et al. 2000). Durch ein Mixen der Komponenten unter Vakuum kann die Bruchzähigkeit verbessert werden (Graham et al. 2000).
Entsprechend der ASTM F648 muss UHMW-PE je nach Typ eine Schlagzähigkeit von 30 kJ/m2, 90 kJ/m2 bzw. 140 kJ/m2 aufweisen (ASTM 2014). Die Schlagzähigkeit sinkt bei einer thermischen Behandlung unterhalb der Schmelztemperatur („annealing“) sowie durch eine Erhöhung der Strahlendosis (Lewis 2001).
Bei PEEK steigt die Bruchzähigkeit mit steigender Temperatur (Rae et al. 2007). Da die Körpertemperatur jedoch in einem geringen Bereich variiert, ist dieser Zusammenhang für medizinische Implantate weniger relevant. Mit steigender Kristallinität sinkt die Bruchzähigkeit, womit eine Abhängigkeit der Bruchzähigkeit von der Bearbeitung des PEEK besteht (Chivers 1994). Ein hohes Molekulargewicht geht mit einer hohen Bruchzähigkeit einher (Chivers 1994).
Dauerfestigkeit
Die Dauerfestigkeit von Knochenzement hängt von unterschiedlichen Faktoren ab. So ist die Dauerfestigkeit reduziert, wenn der Knochenzement gammasterilisiert wird oder der Massenanteil des Antibiotikums 1,85 % übersteigt (Lewis 2009; Harper et al. 1997). Eine verbesserte Dauerfestigkeit kann erreicht werden, wenn das Mischen der 2 Komponenten unter Vakuum durchgeführt wird, da damit die Porosität reduziert wird (Graham et al. 2000). Ein weiteres Problem von Knochenzement ist das sogenannte Kriechen, also eine Dehnungszunahme unter konstanter Spannung über einen längeren Zeitraum, das bereits bei Körpertemperatur auftreten kann. Das Kriechverhalten von Knochenzement hängt insbesondere von der Höhe der Spannung, der Art der Belastung, der Temperatur und sonstigen Umgebungsbedingungen ab (Lee 2005).
Für Implantatkomponenten aus UHMW-PE stellen die Dauerfestigkeit bzw. das Ermüdungsversagen und das Risswachstum limitierende Faktoren dar. Insbesondere das Aufschmelzen („Remelting“) von quervernetztem PE stellt hier ein erhöhtes Risiko für ein Ermüdungsversagen und ein verstärktes Risswachstum dar (Wang et al. 2004).
Die Dauerfestigkeit von PEEK wird durch unterschiedliche Parameter beeinflusst (Saib et al. 1994). Durch eine Verstärkung mit Kohlefasern wird die Dauerfestigkeit verbessert (Jones et al. 1985), jedoch hängt diese dann entscheidend von der Länge und Orientierung der Fasern ab (Buggy und Carew 1994). Außerdem geht eine erhöhte Kristallinität mit einer verbesserten Dauerfestigkeit sowohl von reinem PEEK als auch von CFR-PEEK einher. Generell zeigt PEEK mit höherem Molekulargewicht eine verbesserte Dauerfestigkeit (Saib et al. 1994).
Tribologische Eigenschaften
In der Hüftenprothetik wird die Gleitpaarung Keramik mit UHMW-PE als Standard angesehen (Fisher et al. 2006b; Brockett et al. 2007). Dies liegt unter anderem auch an der geringeren Reibung von Keramik auf Polyethylen als bei den Hart-Weich-Paarungen mit Metall (Jin und Fisher 2014). Hauptursache für Polyethylenverschleiß sind Kreuz-Scher-Bewegungen beispielsweise bei der multidirektionalen Bewegung im künstlichen Hüftgelenk. Dabei findet eine kombinierte Bewegung mit linearen und kreisförmigen Anteilen statt (Jin und Fisher 2014), wodurch sich die Molekülketten in Richtung der Kraftwirkung ausrichten. In Bewegungsrichtung (Flexion/Extension) wird die Oberfläche härter, aber in Querrichtung schwächer. Duch die kombinierte Bewegung verschleißt das Polyethylen (Jin und Fisher 2014; Sivananthan et al. 2014). Mit der Einführung der Quervernetzung konnte die Ausrichtung der Fasern minimiert und somit die Abriebbeständigkeit von UHMW-PE deutlich erhöht werden (Jin und Fisher 2014; Fisher et al. 2006a). Während der ersten Belastungszyklen einer PE-Gleitfläche findet zunächst, ähnlich wie bei metallischen Werkstoffen, eine Einlaufphase statt. Dabei unterliegt die Oberfläche hauptsächlich Kriech- und Polierprozessen (Burnishing), bei denen die Fertigungsspuren auf der artikulierenden Fläche geglättet werden (Jin und Fisher 2014; Ingham und Fisher 2005; Fisher et al. 2006a). Die Hauptverschleißerscheinungen von UHMW-PE-Gleitflächen sind bei längerem Einsatz im Körper adhäsiver und abrasiver Verschleiß (Polishing, Pitting, Scratching und Delamination; Abb. 10) (Sivananthan et al. 2014).
Abb. 10
Verschleißerscheinungen auf Polyethylenkomponenten. Oben sind am Beispiel einen tibialen Inserts (Mitte) die Delaminierung (links), eine Lauffläche mit Kratzern in Bewegungsrichtung (rote Pfeile), Pitting (blaue Pfeile) und polierte Stellen (gelbe Pfeile) dargestellt. Unten sind am Beispiel eines Hüftinserts (Mitte) elliptische Kratzer in Bewegungsrichtung, vereinzeltes Pitting und Polieren der Herstellungsspuren (rechts) sowie Ausbrüche am Pfannenrand nach Impingementbelastung (links) dargestellt
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Fortschreitender Verschleiß der polymeren Gleitflächen führt zu einer starken Beeinträchtigung der Funktion des künstlichen Gelenks. Bei Knieendoprothesen wirken wegen der geringeren Konformität der Gleitflächen oft deutlich höhere Kontaktspannungen als in anderen künstlichen Gelenken. Des Weiteren wirken dort Roll-, Gleit- und Drehbewegungen auf der gleichen Gelenkfläche, weshalb die Polyethylengleitflächen im Kniegelenk häufig Delaminierungen unter der Oberfläche sowie Pitting und Ermüdungsrisse aufweisen. Es werden abhängig von Größe und Design des Implantats deutlich größere Partikel produziert als bei künstlichen Hüftgelenken (Sivananthan et al. 2014). Die UHMW-PE-Partikel weisen meistens ein Größenspektrum zwischen 0,1–0,5 μm auf. Dabei zeigen sich große Unterschiede in der Größe und Morphologie der Partikel. Die Erscheinungsformen reichen von plättchenartigen Partikeln bis hin zu Fibrillen und Sphäroiden. Während der größte Flächenanteil der Partikel im beschriebenen Größenbereich liegt, wird davon ausgegangen, dass die größte Anzahl der UHMW-PE-Partikel sphärisch und im Nanometerbereich zu finden ist (Ingham und Fisher 2005; Lundberg et al. 2007). Verschleißpartikel von UHMW-PE zeigen eine deutlich kleinere Größenverteilung als von herkömmlichem PE und gelten damit als biologisch reaktiver. Auch Polyethylenpartikel neigen dazu, Fremdkörperreaktionen hervorzurufen und gelten als einer der Hauptauslöser für periprothetische Osteolysen (Jin und Fisher 2014; Ingham und Fisher 2005; Sivananthan et al. 2014).
Außer bei temporären Spacer-Implantaten findet PMMA keine Anwendung in Gleitflächen, wird jedoch bei zementierten Endoprothesen im gelenknahen Bereich eingesetzt. Durch Relativbewegungen kann es zum Abrieb des PMMA kommen, und die Abriebpartikel können in den künstlichen Gelenkpalt gelangen und dort zu Schäden durch Drittkörperverschleiß führen. In Explantatstudien wurden PMMA-Partikel im Größenbereich von 50–500 μm bis hin zu über 1 mm gefunden (Lundberg et al. 2007; Cooper et al. 1991).
Zum Einsatz von PEEK und CFR-PEEK als Gleitfläche bei endoprothetischen Implantaten liegen bislang wenig klinische und präklinische Studien vor.
Fazit für die Praxis
In diesem Kapitel werden die in der orthopädischen Chirurgie vorrangig eingesetzten Implantatmaterialien aus den Werkstoffgruppen der Metalle, Keramiken und Polymere vorgestellt sowie deren Eigenschaften unter mechanischer Belastung erläutert. Hierbei ist festzuhalten, dass sich die Materialgruppen und auch einzelne Materialien innerhalb der Gruppen durch spezifische Vor- und Nachteile unterscheiden, wodurch sie sich für unterschiedliche Einsatzgebiete als Implantatmaterial eignen und entsprechend ausgewählt werden müssen.
Bei metallischen Implantaten kommen hauptsächlich CoCrMo-Legierungen, Titanlegierungen, Reintitan und Edelstahl als Werkstoffe zur Anwendung. Allgemein zeichnen sich Metalle durch eine hohe Duktilität (Verformungsfähigkeit), Festigkeit und Zähigkeit aus. Es gibt jedoch deutliche Unterschiede zwischen den einzelnen Metallen. So zeichnet sich CoCrMo durch hohe Zugfestigkeit, Abriebbeständigkeit und Härte aus und wird sowohl für lasttragende Implantatkomponenten als auch für Gleitflächen eingesetzt. Titanlegierungen zeigen hingegen ein ungünstiges Abriebverhalten und sind für Gleitflächen von Endoprothesen ungeeignet. Andererseits weisen diese ein überlegenes Ermüdungsverhalten bei geringer Dichte auf. Zudem besitzt Titan osteokonduktive Eigenschaften, das heißt, Knochen wächst vergleichsweise gut an Titanoberflächen an. Medizinische Edelstähle (z. B. 316L) sind kosteneffizient und werden hauptsächlich als Osteosynthesematerial oder zementierte Hüftendoprothesenstiele eingesetzt.
Der größte Nachteil metallischer Werkstoffe besteht in der biologischen Reaktion bzw. schädigenden Wirkung freigesetzter Verschleiß- und Korrosionsprodukte, wie Abriebpartikel und Ionen sowie Unverträglichkeitsreaktionen gegenüber einzelnen Legierungsbestandteilen (z. B. Nickel).
Keramiken weisen eine geringe Verschleißrate auf und werden in der Endoprothetik hauptsächlich als Material für Gleitpaarungen eingesetzt. Im Vergleich zu metallischen Abriebprodukten sind keramische Abriebpartikel weniger reaktiv, sodass die biologische Reaktion im periprothetischen Gewebe weniger ausgeprägt ist. Nachteilig bei Keramiken ist das Risiko von Sprödbrüchen, wenngleich diese klinisch heute sehr selten vorkommen. Bei Bruch eines keramischen Implantats müssen die Bruchfragmente im Rahmen der Revisionsoperation entfernt werden, um Folgeschäden wie Drittkörperverschleiß zu vermeiden. Die in der Endoprothetik eingesetzten Keramiken unterscheiden sich hauptsächlich in der Zusammensetzung, das heißt dem Anteil an ZrO2 und Al2O3 sowie möglichen Zusätzen wie Yttriumoxid.
Polymere werden in der orthopädischen Chirurgie vielseitig eingesetzt, beispielsweise als Gleitflächen für Endoprothesen, Osteosynthesematerialien oder als Knochenzement. Nachteilig sind die schädliche Wirkung der Abriebpartikel sowie die Alterungsanfälligkeit, das heißt die Änderung der Materialeigenschaften in situ über die Zeit.
Daher sollten Implantatentwickler und Nutzer die Eigenschaften und die individuellen Vor- und Nachteile der unterschiedlichen Implantatmaterialien sowie die Anforderungen und Erwartungen an das jeweilige Implantatsystem kennen, um anhand dessen die passenden Materialien auswählen zu können. Auch patientenindividuelle Anforderungen müssen dabei berücksichtigt werden; so muss beispielsweise bei einer Unverträglichkeit gegenüber bestimmten Materialien wie Nickel, Kobalt oder Chrom auf alternative Werkstoffe oder beschichtete Varianten zurückgegriffen werden.
Die heute in der Orthopädischen Chirurgie eingesetzten Materialien für Endoprothesen, Osteosysnthesen und Knochen unterliegen stetigen Verbesserungen, um die Langlebigkeit der Implantate zu verlängern und entsprechende Versagensfälle durch Bruch oder Verschleiß zu vermeiden. Zudem werden vereinzelt neue Materialien entwickelt, um das Einsatzspektrum bestehender Materialien zu erweitern.
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