DE60118738T2

DE60118738T2 - Poröses orthopädisches silikon-implantat

Info

Publication number: DE60118738T2
Application number: DE60118738T
Authority: DE
Inventors: c/o PSiMedica Roger Malvern ASTON; c/o PSiMedica Leigh Trevor Malvern CANHAM
Original assignee: Psimedica Ltd
Current assignee: Psimedica Ltd
Priority date: 2000-06-10
Filing date: 2001-06-08
Publication date: 2007-04-12
Anticipated expiration: 2021-06-09
Also published as: GB2363115A; DE60118738D1; US7186267B2; AU7421701A; EP1296725B1; WO2001095952A1; EP1637171A1; ES2333799T3; GB0014079D0; US20040010313A1; ES2258091T3; EP1637171B1; DE60139966D1; EP1296725A1; AU2001274217B2; JP2004503300A

Description

Diese Erfindung betrifft neue orthopädische Implantatmaterialien, orthopädische Implantatvorrichtungen, welche die Materialien umfassen, und Verfahren zur Herstellung der Materialien und Vorrichtungen.
Orthopädische Implantatmaterialien werden für einen Bereich von Anwendungen verwendet, welche die Fixierung, Versteifung, Rekonstruktion, Behandlung und den Ersatz von menschlichen und tierischen Knochen betreffen. Zustände, die auf diese Weise behandelt werden, umfassen Knochenbrüche, Knochendegeneration und Knochenhohlräume, die durch Ereignisse wie Trauma und Infektion verursacht wurden.
Die vielleicht am häufigsten verwendeten orthopädischen Implantatmaterialien sind Titan und Edelstahl. Zum Beispiel werden diese Materialien bei der Behandlung von Brüchen verwendet, wobei der gebrochene Knochen oder die gebrochenen Knochen durch aus Metall gebildete Schrauben und/oder Platten zusammengehalten werden. Ein weiteres Material, das bei der Knochenfixierung verwendet worden ist, ist selbstverstärkte Poly(glycolsäure) (SR-PGA). Aus SR-PGA gebildete Schrauben sind bei der Behandlung von Spongiosa-Brüchen verwendet worden, wobei ein Vorteil von SR-PGA ihre Resorbierbarkeit ist.
Knochenersatz, wie Gelenkersatz, der bei der Behandlung von Arthrose der Hüfte und des Knies verwendet wird, umfasst orthopädisches Implantatmaterial wie Polymethylmethacrylat, das als Knochenzement in dem Ersatz verwendet wird. Knochenhohlräume, welche die Folge von solchen Ereignissen wie Trauma und Tumoren sind, werden typisch durch Autotransplantation behandelt. Jedoch kann die Autotransplantatentnahme eine beträchtliche Unannehmlichkeit für den Patienten zur Folge haben. Aus diesem Grund wurden Arbeiten vorgenommen, um ein orthopädisches Implantatmaterial zu finden, das als Knochentransplantat-Ersatz wirken kann. Materialien wie Kollagen, Hydroxylapatit und Tricalciumphosphat sind bei der Behandlung derartiger Hohlräume verwendet worden.
Der Ausdruck "orthopädisches Implantatmaterial" sollte nicht mit dem Ausdruck "bioaktives Material" verwechselt werden. Zum Beispiel offenbart die GB 2317885 gewisse Arten von porösem Silicium und polykristallinem Silicium, die bioaktiv sind und die sich an Knochen binden können. Orthopädisches Material unterscheidet sich von bioaktivem Material, indem es deutlich rigorosere Kriterien erfüllen muss. Damit ein Material bioaktiv ist, muss es sich einfach an menschliches oder tierisches Gewebe binden. Damit ein Material für eine orthopädische Implantation geeignet ist, muss es eine Reihe von Eigenschaften aufweisen, die mit seiner Verwendung bei der Behandlung, der Wiederherstellung oder dem Ersatz von Knochen in Beziehung stehen.
Wenn ein orthopädisches Implantatmaterial bei der Herstellung eines Implantats verwendet wird, das an einen Knochen zu binden ist, kann eine gute Integration zwischen dem Material und dem Knochen eine Lockerung des Implantats verhüten. Eine derartige Lockerung kann durch Infektion oder durch eine Reaktion auf die Anwesenheit des Implantats im Körper des Patienten verursacht werden. Bei vielen Anwendungen ist es deshalb vorteilhaft, dass das Implantatmaterial das Risiko einer derartigen Infektion oder schädlichen Reaktion minimieren kann. Das Risiko der Lockerung kann auch verringert werden, indem das Binden an oder Wachstum von Knochen gefördert und das Binden oder Wachstum von Weichgewebe an oder in das Implantat unterstützt wird.
Orthopädisches Implantatmaterial muss häufig fest sein, zum Beispiel bei der Behandlung von Last-tragenden Knochen, und dennoch eine Struktur aufweisen, welche ermöglicht, dass der eigene Knochen des Patienten wächst und reift. Dieser letztgenannte Faktor ist von besonderer Bedeutung bei der Behandlung von jungen Patienten, deren Knochen weiterhin wachsen. Die mechanischen Eigenschaften der Implantatmaterialien sind auch für der Beibehaltung der Eigenschaften des Knochens wichtig, mit dem das Material assoziiert ist. Wenn der Elastizitätsmodul des Materials von dem des Knochens verschieden ist, kann die Belastung, die vom Knochen erfahren wird, verringert sein. Das Phänomen ist als Stressabschirmung bekannt und ist unerwünscht, da ein lebender Knochen unter einer gewissen Menge von Zuglast stehen muss, um gesund zu bleiben.
Ein orthopädisches Implantatmaterial, das bei der Wiederherstellung eines Knochens verwendet wird, kann gegebenenfalls nur für die Dauer der Wiederherstellung erforderlich sein. Die Verwendung von resorbierbaren Materialien, die über eine Zeitspanne vom Körper eines Patienten absorbiert werden, kann eine gewisse Weise darstellen, diese Anforderung zu erfüllen. Indem ein Implantat vorliegt, das absorbiert wird, kann eine teure und zeitaufwändige chirurgische Entfernung des Implantats vermieden werden. Auch kann eine vorteilhafte Substanz, wie ein antimikrobielles Mittel oder Knochenwachstumsfaktoren, dem resorbierbaren Material ebenfalls einverleibt werden, so dass sie freigesetzt werden, wenn das Material korrodiert. Trotz dieser günstigen Eigenschaften wurde eine Anzahl von Problemen bei der Verwendung von resorbierbaren Materialien des Standes der Technik gefunden. Zum Beispiel können ein derartiges Material umfassende Implantate aufgrund eines Abbaus vor dem Stattfinden einer ausreichenden Heilung versagen, oder kleine Trümmerteilchen in den letzten Stadien des Abbaus können Schmerzen im betroffenen Bereich verursachen. Auch fehlt resorbierbaren Materialien häufig die mechanische Festigkeit zur Verwendung in Last-tragenden Anwendungen.
Die Eigenschaften des orthopädischen Implantatmaterials hängen von der Anwendung ab, für welche es zu verwenden ist. Zwei weitere Eigenschaften, die signifikant sein können, sind: Röntgenabsorptionseigenschaften und Kompatibilität mit dem Knochen. Das orthopädische Implantatmaterial sollte nicht die Gesundheit des Knochens beeinträchtigen; zum Beispiel wurde gefunden, dass gewisse Knochenzemente den Tod des Knochens mit begleitendem Verlust der mechanischen Festigkeit verursachen. Das Wachstum und/oder die Wiederherstellung eines Knochens werden typisch durch medizinische Standard-Bildgebungstechniken, wie Röntgenradiographie, überwacht. Es wurde gefunden, dass orthopädische Implantatmaterialien des Standes der Technik, insbesondere Metalle, eine derartige Bildgebung stören; und resorbierbare Polymere weisen eine Dichte und Zusammensetzung auf, die mit jener von umgebendem Gewebe vergleichbar ist, was es schwierig macht, zwischen den beiden zu unterscheiden.
Die Faktoren, die beeinflussen, ob ein Material die Anforderungen für eine orthopädische Implantation erfüllen, sind deshalb komplex. Es ist jedoch ein Ziel der vorliegenden Erfindung, orthopädische Implantatmaterialien und orthopädische Implantatvorrichtungen bereitzustellen, welche diesen Anforderungen besser genügen. Es ist ein weiteres Ziel, Verfahren zur Herstellung dieser Materialien und Vorrichtungen bereitzustellen.
Der Stand der Technik, der für einen Teil der vorliegenden Erfindung von Bedeutung ist, umfasst Mat. Res. Soc. Symp. Proc. Bd. 452, 1997, S. 579–589. Dieser Aufsatz beschreibt die Verwendung von Silicium als aktivem Biomaterial. Die GB 2 025 238 A (GB '238), WO 99/53898 (WO '898) und WO 00/66190 (WO '190) sind ebenfalls für einen Teil der vorliegenden Erfindung von Bedeutung. Die GB '238 offenbart Prothesevorrichtungen, die Siliciumnitrid umfassen, die WO '898 offenbart Siliciumimplantate, die resorbierbares Silicium umfassen. Die WO '190 offenbart eine Anzahl von Vorrichtungen, die derivatisiertes poröses Silicium umfassen.
Die vorliegende Erfindung stellt ein bioaktives orthopädisches Implantatmaterial bereit, das poröses Halbleiter-Silicium und ein Trägermaterial umfasst, wie in Anspruch 1 beschrieben.
Ein orthopädisches Implantatmaterial ist ein Material, das bei der Behandlung und/oder Wiederherstellung und/oder dem Ersatz von tierischen oder menschlichen Knochen verwendet werden kann. Der Knochen kann eine derartige Behandlung und/oder Wiederherstellung und/oder einen derartigen Ersatz als Ergebnis einer Beschädigung, Krankheit oder eines genetischen Defekts erfordern. Der Ausdruck "Ersatz" soll für die Zwecke dieser Beschreibung das Wachstum eines Knochens oder Teil eines Knochens umfassen, der im Körper eines Patienten nicht anwesend war. Das orthopädische Implantatmaterial kann zur Verwendung in einem Tier oder Menschen angepasst werden. Es kann auch zur Verwendung außerhalb eines tierischen oder menschlichen Körpers angepasst werden. Zum Beispiel könnte eine Knochenwiederherstellung außerhalb des Körpers eines Patienten durchgeführt werden, wobei der oder die wiederhergestellte(n) Knochen dann operativ in den Patienten eingesetzt werden. Orthopädische Implantatmaterialien können verwendet werden, um Knochen oder Knochenteile zusammenzufixieren, es kann Teil eines Gerüsts bilden, um ein Knochenwachstum über einen Spalt zwischen Knochen zu fördern oder um das Wiederwachstum eines beschädigten Knochens zu fördern, und es kann als Abschirmung verwendet werden, um ein Einwachsen von Weichgewebe in den Raum zwischen Knochen oder Knochenteilen zu verhindern.
Die Verwendung von porösem Silicium fördert die Kalkbildung und daher die Knochenbindung. Die Halbleitereigenschaften von porösem Silicium eröffnen den Weg für eine elektrische Steuerung des Behandlungs-, Wiederherstellungs- oder Ersatzprozesses.
Bevorzugt weist das orthopädische Implantatmaterial eine derartige Struktur und Zusammensetzung auf, dass es zur Verwendung bei der Behandlung eines oder mehrerer der folgenden Zustände geeignet ist: Hüftbruch, Arthrose der Hüfte und des Knies, Wirbelfraktur, Wirbelsäulenversteifung, Fraktur von langen Knochen, Weichgewebewiederherstellung und Osteoporose.
Bevorzugt ist das poröse Silicium resorbierbares poröses Silicium.
Die Verwendung von resorbierbarem porösem Silicium ist vorteilhaft, da sie das Erfordernis für eine Chirurgie zur Entfernung des orthopädischen Implantatmaterials vermeidet. Das poröse Silicium korrodiert während des Ersatzes des Knochens im Körper. Poröses Silicium weist im Vergleich zu resorbierbaren Polymeren des Standes der Technik, die als orthopädische Implantatmaterialien verwendet werden, auch eine hohe mechanische Festigkeit auf und ist deshalb für Last-tragende Anwendungen geeigneter. Die Korrosionseigenschaften von porösem Silicium können durch Steuerung der Porengröße des Materials zu jenen maßgeschneidert werden, die für ein spezielles Implantat erforderlich sind.
Die Verwendung von resorbierbarem Silicium ist vorteilhaft, da die Korrosion des porösen und/oder polykristallinen Siliciums die Bildung von Kieselsäure zur Folge hat, einer Chemikalie, von der gezeigt wurde, dass sie das Knochenwachstum stimuliert.
Das orthopädische Implantatmaterial kann eine solche Struktur und Zusammensetzung aufweisen, dass es einen Elastizitätsmodul zwischen 160 GPa und 0,1 GPa aufweist. Das orthopädische Implantatmaterial kann eine solche Struktur und Zusammensetzung aufweisen, dass es einen Elastizitätsmodul zwischen 30 GPa und 1 GPa aufweist.
Die Knochen von Tieren und Menschen weisen einen Bereich von Elastizitätsmoduln auf. Zum Beispiel liegt der Elastizitätsmodul von menschlicher Kortikalis typisch zwischen 15 und 30 GPa, während der von menschlicher Spongiosa typisch zwischen 0,01 und 2 GPa liegt. Aus p+-Wafern hergestelltes mesoporöses Silicium mit einer Porosität von 60% weist einen Elastizitätsmodul von 20 GPa auf, der mit jenem von Kortikalis vergleichbar ist. Mesoporöses Silicium, das aus p+-Wafern hergestellt ist und eine Porosität von mehr als 90% aufweist, weist einen Elastizitätsmodul von etwa 1 GPa auf, der mit jenem von Spongiosa vergleichbar ist. Ein Vorteil der Verwendung von porösem Silicium bei der Herstellung von orthopädischem Implantatmaterial ist, dass dessen Elastizitätsmodul durch Änderung der Mikrostruktur und Porosität gesteuert werden kann. In der Tat kann der Young'sche Modul von porösem Silicium (abhängig von dessen Struktur und Zusammensetzung) von weniger als 2 GPa bis mehr als 50 GPa variieren.
Das orthopädische Implantatmaterial umfasst weiter ein Polymer.
Bevorzugt umfasst das orthopädische Material eines oder mehrere von: morphogenetischem Protein, einem antimikrobiellem Mittel, einem Fluorid, einem Vitamin D-Metaboliten, Calcitonin, Raloxifen, Östrogen, einem Hormon.
Vorteilhaft umfasst das orthopädische Material derivatisiertes poröses Silicium. Vorteilhafter umfasst das derivatisierte poröse Silicium Si-C- und/oder Si-O-C-Bindung.
Die Verwendung von Derivatisierung in Verbindung mit einem resorbierbaren orthopädischen Implantat ist von besonderem Wert. Dies ist der Fall, da eine Derivatisierung ermöglicht, dass die Korrosionseigenschaften des porösen Siliciums zu jenen maßgeschneidert werden, die für das Implantat erforderlich sind.
Eine orthopädische Implantatvorrichtung ist eine Vorrichtung, die bei der Behandlung und/oder dem Ersatz und/oder der Wiederherstellung von Knochen in einem tierischen oder einem menschlichen Patienten verwendet werden kann.
Die Vorrichtung kann ein Fixierungsmittel umfassen, das ausgewählt ist aus einem oder mehreren von: einem Stift, einem Nagel, einer Schraube, einer Platte, einer Klammer, einer Zwecke, einem Anker und einem Fixierungsblock.
Bevorzugt weist die orthopädische Implantatvorrichtung eine solche Struktur und Zusammensetzung auf, dass sie für die Fixierung von menschlichen Kortikalis-Brüchen geeignet ist. Bevorzugter weist die orthopädische Implantatvorrichtung eine solche Struktur und Zusammensetzung auf, dass sie für die Behandlung von einem oder mehreren von: Hüftfraktur, Wirbelfraktur, Wirbelsäulenbeschädigung, kraniofazialer Beschädigung und Fraktur von langen Knochen geeignet ist.
Die orthopädische Implantatvorrichtung kann ein Vorspannungsmittel zur elektrischen Vorspannung mindestens eines Teils des porösen und/oder polykristallinen Siliciums umfassen. Das Vorspannungsmittel kann ein Mittel zum Erzeugen eines Stromflusses durch die orthopädische Implantatvorrichtung umfassen. Das Vorspannungsmittel kann eine Batterie umfassen.
Das Fixierungsmittel kann eine solche Struktur und Zusammensetzung aufweisen, dass es für die Fixierung von Weichgewebe an Knochen geeignet ist.
Alternativ kann das Fixierungsmittel eine solche Zusammensetzung und Struktur aufweisen, dass es zur Verwendung als Prothesevorrichtung geeignet ist.
Das poröse Material kann so angeordnet werden, dass die Oberfläche der orthopädischen Vorrichtung mindestens teilweise aus dem porösen Silicium gebildet ist.
Die orthopädische Vorrichtung kann weiter tierischen und/oder menschlichen Knochen umfassen. Die orthopädische Vorrichtung kann autotransplantierten tierischen oder menschlichen Knochen umfassen.
Die orthopädische Vorrichtung kann eine solche Struktur und Zusammensetzung aufweisen, dass die Vorrichtung im Wesentlichen die Interposition von benachbarten Weichgeweben während der Knochenbehandlung und/oder Knochenwiederherstellung und/oder dem Knochenersatz verhütet. Die orthopädische Vorrichtung kann ein Gerüst umfassen, das die Knochenwiederherstellung oder den Knochenersatz fördert. Das Gerüst kann Kollagen umfassen.
Vorteilhaft umfasst die orthopädische Vorrichtung eine mikrobearbeitete Komponente, wobei die Struktur und Zusammensetzung der mikrobearbeiteten Komponente derart ist, dass die Wechselwirkung zwischen der orthopädischen Vorrichtung und dem umgebenen Gewebe und den umgebenen Zellen im Vergleich zur Verwendung der Vorrichtung ohne die mikrobearbeitete Komponente verstärkt ist.
Für die Zwecke dieser Beschreibung ist der Ausdruck "bioaktive Substanz" eine Substanz, die, wenn sie in Kontakt mit einem tierischen oder menschlichen Körper steht, eine Bindung zwischen der Substanz und dem lebenden Gewebe des Tiers oder Menschen hervorrufen kann.
Ebenfalls für die Zwecke dieser Beschreibung ist der Ausdruck "bioinerte Substanz" eine Substanz, die, wenn sie in Kontakt mit einem tierischen oder menschlichen Körper steht, im Wesentlichen nicht in der Lage ist, eine Bindung zwischen der Substanz und dem lebenden Gewebe des Tiers oder Menschen hervorzurufen.
Das Silicium ist aus porösem Silicium ausgewählt.
Das poröse Silicium kann derivatisiertes poröses Silicium sein. Das derivatisierte poröse Silicium kann eine kovalente Si-C- oder eine Si-O-C-Bindung umfassen. Das derivatisierte poröse Silicium kann eine Kohlenstoffkette umfassen.
Obwohl bioaktive Formen von Silicium entdeckt worden sind, wurde gefunden, dass diese Silicium-Strukturen des Standes der Technik eine Bioaktivität nur auf ihren äußeren Oberflächen aufweisen. Zum Beispiel sind Experimente durchgeführt worden, in denen poröse Silicium-Wafer in simulierte Körperflüssigkeit (SKF) eingetaucht worden sind. Während eine Abscheidung von Hydroxylapatit, die anzeigt, dass poröses Silicium bioaktiv ist, auf der äußeren Oberfläche stattfand, wurde gefunden, dass keine Abscheidung auf den inneren Oberflächen der Poren stattfand. Das Fehlen einer Abscheidung innerhalb der Poren von porösem Silicium ist in Adv. Mater. 8 (10), S. 847–849 (1996) beschrieben.
Es sollte bemerkt werden, dass die Poren, die in porösem Silicium gebildet sind, mit anderen Worten, Silicium, das durch Beizmittelätzen und/oder Anodisierung erhalten wird, Abmessungen im Bereich von 1,5 nm bis 15 Mikrometer aufweisen.
Für Anwendungen wie die Behandlung von menschlichen oder tierischen Knochen kann das Wachstum des Knochens in die Struktur wünschenswert sein, zum Beispiel können Kanäle und/oder Hohlräume verwendet werden, in welche der Knochen einwachsen kann. Wenn die Innenoberfläche jedes Kanals und/oder Hohlraums bioaktiv ist, kann das Wachstum des Knochens in die Struktur gefördert werden. Zum Beispiel kann Knochen von einer Seite der Struktur zu der anderen durch einen Kanal wachsen, was den Raum innerhalb des Kanals vor einem Einwachsen durch umgebendes Weichgewebe schützt. In einem weiteren Beispiel kann ein Kanal in Form eines Schlitzes in der Oberfläche der Struktur vorliegen, in welchen der Knochen einwachsen kann, um die Bindung des Knochens an die Struktur zu unterstützen. Kanäle, die im Inneren der Silicium-Struktur oder in der Oberfläche der Struktur ausgebildet sind, können verbunden sein, um das Wachstum des Knochens in die Struktur hinein und/oder die Bindung des Knochens an die Struktur zu erleichtern.
Bevorzugt weist die Silicium-Struktur eine derartige Form und Zusammensetzung auf, dass sie zur Verwendung als Gerüst für ein Knocheneinwachstum geeignet ist.
Die Silicium-Struktur kann auch eine solche Form und Zusammensetzung aufweisen, dass sie zur Verwendung als eines oder mehrere von: einem Stift, einem Nagel, einer Schraube, einer Platte, einer Klammer, einer Zwecke, einem Anker und einem Fixierungsblock geeignet ist.
Bevorzugt bildet der Siliciumkanal und/oder die Hohlraumstruktur einen Teil einer Knochenwachstumsvorrichtung, die weiter ein Vorspannungsmittel zur Anwendung einer Vorspannung an dem Siliciumkanal und/oder der Hohlraumstruktur umfasst. Bevorzugter umfasst die Knochenwachstumsvorrichtung ein Mittel zum Anlegen einer Vorspannung an mindestens einen Teil des Siliciums, aus dem die Struktur mindestens teilweise gebildet ist.
Vorzugsweise umfasst der Siliciumkanal und/oder die Hohlraumstruktur mindestens eine äußere Öffnung, die durch den oder die mehr als einen der Kanäle und/oder Hohlräume in ihrer äußeren Oberfläche ausgebildet ist. Vorteilhafter ist zumindest ein Teil der bioaktiven inneren Oberfläche bei einer Tiefe von mindestens 10 Mikrometern von der oder einer der äußeren Öffnung(en) angeordnet. Noch vorteilhafter ist zumindest ein Teil der bioaktiven inneren Oberfläche bei einer Tiefe von mindestens 100 Mikrometern von der oder einer der äußeren Öffnung(en) angeordnet.
Das Trägermaterial kann eine derartige Struktur und Zusammensetzung aufweisen, dass es resorbierbar ist.
Viele derartige Materialien sind bioinert, mit anderen Worten, sie fördern nicht das Wachstum von Knochen und sind so zur Verwendung als orthopädisches Implantatmaterial relativ ungeeignet. Jedoch können derartige Materialien Eigenschaften, wie mechanische und Resorptionseigenschaften, aufweisen, welche, falls sie nicht den Mangel an Bioaktivität aufwiesen, von Wert für die Behandlung und/oder den Ersatz und/oder die Wiederherstellung und/oder die Rekonstruktion und/oder die Fixierung von Knochen wären. Deshalb wäre die potentielle Fähigkeit von Silicium, in derartigen bioinerten Materialien eine Bioaktivität zu induzieren, für orthopädische Anwendungen vorteilhaft.
Das Trägermaterial kann eine organische Verbindung umfassen. Das Trägermaterial umfasst ein Polymer. Das Trägermaterial kann ein Kunststoffmaterial umfassen. Das Trägermaterial kann ein Material umfassen, das bioinert ist. Das Trägermaterial kann außer massivem kristallinem Silicium ein Material umfassen, das bioinert ist.
Das Silicium-Verbundmaterial kann zumindest einen Teil eines orthopädischen Implantatmaterials bilden. Das Silicium-Verbundmaterial kann zumindest einen Teil eines Knochenzements bilden.
Das oder mindestens eines der Silicium-Teilchen weist eine größte Abmessung zwischen 100 nm und 1 mm auf.
Bevorzugt weist das oder mindestens eines der Teilchen eine größte Abmessung von weniger als 1 mm auf. Bevorzugter weist das oder mindestens eines der Teilchen eine größte Abmessung von weniger als 100 Mikrometer auf.
Amorphes Silicium kann durch Standardtechniken porös gemacht werden. Zum Beispiel kann amorphes Silicium durch Anodisierung in wässriger oder ethanolischer HF porös gemacht werden oder es kann durch Beizmittelätzen porös gemacht werden.
Bevorzugt weist das bioaktive poröse amorphe Silicium eine Porosität zwischen 1% und 90% auf. Bevorzugter weist das bioaktive poröse amorphe Silicium eine Porosität zwischen 10% und 70% auf.
Eine Silicium-Struktur umfasst bioaktives poröses amorphes Silicium.
Vorteilhaft umfasst die Silicium-Struktur bioaktives poröses amorphes Silicium und eines oder mehrere von: Titan und Edelstahl.
Das poröse amorphe Silicium bildet zumindest einen Teil eines orthopädischen Implantatmaterials.
Vorteilhaft bildet das poröse amorphe Silicium einen Teil einer orthopädischen Implantatvorrichtung.
Die orthopädische Implantatvorrichtung kann poröses amorphes Silicium und ein Metall umfassen. Die orthopädische Implantatvorrichtung kann poröses amorphes Silicium und ein bioinertes Material umfassen. Das poröse amorphe Silicium kann bioaktiv sein. Das poröse amorphe Silicium kann zumindest einen Teil der Oberfläche des orthopädischen Implantats bilden.
Orthopädische Implantate des Standes der Technik können bioinerte Materialien wie Titan oder Edelstahl umfassen. Die Verwendung von orthopädischen Implantaten, die poröses amorphes Silicium umfassen, kann für die Behandlung oder Rekonstruktion von Knochen von Wert sein, da es relativ einfach ist, Metalle und andere Materialien mit amorphem Silicium zu beschichten. Die Porösmachung des amorphen Siliciums, das an der Oberfläche des Implantats gebildet ist, kann dem Implantat eine Bioaktivität verleihen, was ermöglicht, dass es sich an Knochen oder anderes lebende Gewebe bindet.
Für die Zwecke dieser Beschreibung ist ein Biomaterial hierin als nicht-lebendes Material definiert, das zur Verwendung in oder auf der Oberfläche eines lebenden menschlichen oder tierischen Körpers geeignet ist. Es soll mit der biologischen Umgebung wechselwirken, in welche es eingeführt wird. Derartige Biomaterialien können bioinert, bioaktiv oder resorbierbar sein, abhängig von ihrer Wechselwirkung mit dem lebenden Gewebe des menschlichen oder tierischen Körpers.
Ausführungsformen der Erfindung werden nun mittels Beispiel mit Bezug auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben, in denen:
1a ein schematisches Diagramm eines Teils einer ein Gerüst umfassenden orthopädischen Implantatvorrichtung gemäß der Erfindung zeigt;
1b ein REM-Bild einer Silicium-Struktur zeigt;
1c ein REM-Bild eines ersten Prototyp-Gerüsts gemäß der Erfindung zeigt;
1d ein vergrößertes REM-Bild eines Teils des ersten Prototyp-Gerüsts zeigt, das in 1c gezeigt ist;
1e ein REM-Bild des ersten Prototyp-Gerüsts, an das eine kathodische Vorspannung von etwa 5 Volt angelegt worden ist, zeigt, nachdem es über eine Zeitspanne von etwa 10 Stunden in SKF eingetaucht worden ist;
1f ein vergrößertes REM-Bild der in 1e gezeigten Gerüst-Oberfläche zeigt;
1g ein EDX-Diagramm der Hydroxylapatit-beschichteten Oberfläche der in 1e gezeigten Struktur zeigt;
1h ein optisches Bild einer Siliciumstruktur nach Eintauchen in SKF zeigt,
1i ein REM-Bild eines Teils der in 1h gezeigten Struktur zeigt, nachdem die Struktur in SKF eingetaucht worden ist;
2a ein schematisches Diagramm eines orthopädischen Implantatmaterials gemäß der Erfindung zeigt, das Knochenzement umfasst;
die 2b(i) und (ii) REM-Bilder der Oberflächen eines orthopädischen Implantatmaterials zeigen, das ein poröses Silicium-Pulver und ein bioinertes resorbierbares Polymer umfasst und zwei Wochen lang in simulierte menschliche Körperflüssigkeit eingetaucht worden ist;
2c ein EDX-Diagramm des bioinerten resorbierbaren Polymers zeigt, aus dem das Implantatmaterial von 2b gebildet wurde;
2d ein EDX-Diagramm des in 2b gezeigten Implantatmaterials zeigt;
3 ein schematisches Diagramm einer ein Fixiermittel umfassenden orthopädischen Implantatvorrichtung gemäß der Erfindung zeigt;
4 ein schematisches Diagramm einer orthopädischen Implantatvorrichtung gemäß der Erfindung zeigt, die für eine Wirbelsäulenversteifung geeignet ist;
5 ein schematisches Diagramm einer orthopädischen Implantatvorrichtung gemäß der Erfindung zeigt, die zur Behandlung von kraniofazialem Schaden geeignet ist;
6 ein Röntgenbild zeigt, das die Absorptionseigenschaften einer Siliciumscheibe zeigt;
7 ein Röntgenbild zeigt, das die Absorptionseigenschaften eines Verbundmaterials zeigt, das ein bioinertes resorbierbares Polymer und poröse Silicium-Teilchen umfasst;
8 ein REM-Bild einer Probe von amorphem Silicium nach Eintauchen in simulierte Körperflüssigkeit (SKF) über eine Zeitspanne von 4 Wochen zeigt;
9 ein REM-Bild einer Probe von porösem amorphem Silicium nach Eintauchen in SKF über eine Zeitspanne von vier Wochen zeigt.
1a zeigt ein schematisches Diagramm eines Teils einer erfindungsgemäßen orthopädischen Vorrichtung, allgemein durch 11 angezeigt. Die Vorrichtung umfasst eine Silicium-Kanalstruktur, die ein Gerüst zum Unterstützen der Wiederherstellung eines beschädigten Knochens ist. Das Gerüst umfasst mesoporöses Silicium 12 mit einer Porosität von 60 bis 90%, in dem eine Vielzahl von Kanälen 13 ausgebildet ist. Die Kanäle besetzen 65% des Volumens des Gerüsts. Die Kanäle 13 weisen Durchmesser im Bereich von 190 bis 230 μm auf. Das Gerüst weist eine Größe und Form auf, welche sich der des fehlenden, zu ersetzenden Knochens annähern. Das Gerüst kann im Bereich des fehlenden Knochens so positioniert sein, dass der umgebende Knochen in die Kanäle 13 einwachsen kann. Wenn das Wachstum stattfindet, korrodiert das mesoporöse Silicium 12, was ermöglicht, dass der Knochen vollständig ersetzt wird. Alternativ kann das Gerüst verwendet werden, um einen Knochen eines Patienten außerhalb des Körpers des Patienten wachsen zu lassen, wobei der Patient dann operiert wird, um den Knochen wieder einzusetzen.
Das Gerüst kann hergestellt werden, indem man einen Barren aus massivem kristallinem Silicium nimmt und ihn spanabhebend zu der gewünschten Form bearbeitet. Die Kanäle 12 werden dann durch tiefes trockenes Ätzen, Sandstrahlen, fokussiertes Ionenstrahl-Bearbeiten oder Mikrobohren in dem Barren gebildet. Die Technik, die verwendet wird, um die Kanäle zu bilden, hängt teilweise von der Größe des Gerüsts und von den Abmessungen der Kanäle 13 ab. Der geformte Barren wird dann über eine Zeitspanne von 1 bis 10 Stunden in Essigsäure-HF-Lösung anodisiert, um im Wesentlichen das ganze Gerüst mesoporös zu machen.
1b zeigt ein erstes Prototyp-Gerüst, das poröses Silicium umfasst. Das erste Prototyp-Gerüst, bei dem es sich um eine Siliciumkanal-Struktur handelt, wurde aus einem Würfel aus einkristallinem Silicium hergestellt, der aus einem Abschnitt eines Barrens ausgesägt wurde. Der Würfel wurde dann einem Ultraschall-Mikrobohren unterzogen, um die in 1b gezeigte Struktur zu erzeugen. Um den mechanischen Schaden aufgrund der Säge- und Bohrvorgänge zu entfernen, wurde bei der in 1b gezeigten Struktur ein isotropes chemisches Ätzen durchgeführt (2 Minuten in 25 ml HNO₃ + 5 ml HF + 5 ml Essigsäure). Schließlich wurden alle Oberflächen über Beizmittelätzen (5 Minuten in 50 ml 40%-iger HF und 1 ml 70%-iger HNO₃) mesoporös gemacht, was das erste Prototyp-Gerüst von 1c lieferte. Die Seitenlänge des Würfels liegt zwischen 1 und 2,5 mm, der Kanaldurchmesser jedes in den Würfel gebohrten Kanals beträgt 0,8 mm. 1d zeigt die poröse Natur der inneren Oberfläche des in 1c gezeigten Hohlraums.
Das erste Prototyp-Gerüst wurde dann in den Meniskus der SKF eingetaucht, wie in der WO 97/06101 beschrieben, wobei mittels eines Golddrahts eine negative elektrische Vorspannung angelegt wurde. Bei einer kathodischen Vorspannung von 5 Volt floss ein durchschnittlicher elektrischer Strom von weniger als 6 mA über eine Zeitspanne von 10 Stunden durch das Gerüst. 1e zeigt die Abscheidung von Hydroxylapatit auf der inneren Oberfläche des in 1e gezeigten Hohlraums, was anzeigt, dass die innere Oberfläche des Gerüsts bioaktiv ist. 1f zeigt ein vergrößertes REM-Bild des Hydroxylapatits, der auf der in 1e gezeigten inneren Oberfläche gebildet ist. 1g zeigt ein EDX-Diagramm, das von einem Teil der inneren Oberfläche des in 1e gezeigten Kanals aufgenommen wurde.
1h zeigt ein optisches Bild eines zweiten Prototyp-Gerüsts, bei dem es sich um eine Silicium-Kanalstruktur gemäß der Erfindung handelt. Um das zweite Prototyp-Gerüst herzustellen, wurden aus kreisförmigen Standard-Wafern mit 100 mm Durchmesser quadratische Abschnitte mit einer Seitenlänge von 70 mm ausgesägt. Jeder quadratische Abschnitt wurde durch Sägen einer Reihe von parallelen Schlitzen über den Abschnitt hinweg in eine kammartige Struktur überführt, wobei ein 2 mm-Streifen, der am Ende jedes Schlitzes hinterschnitten wurde, zurückgelassen wurde, um als Träger zu dienen. Eine 140 Mikrometer-Schneidfugenklinge mit einem Abstand von 1,54 mm wurde verwendet, um die 1,4 mm breiten, 0,54 mm dicken und 68 mm langen Silicium-Zähne zu begrenzen.
Eine Holzpfahlstruktur wird dann gebildet, indem man eine Anzahl derartiger gesägter Abschnitte zu der gewünschten Dicke stapelt, wobei jeder senkrecht zu seinem Nachbarn orientiert ist. Die Abschnitte werden entweder durch herkömmliche Si- an Si-Waferverbindungstechniken oder durch die Verwendung von biokompatiblen Klebstoffen, wie dünnen Schichten aus Calciumphosphat, zusammengebunden.
Die Holzpfahlstruktur kann dann durch Standard-Beizmittelätzen oder -Anodisierungstechniken porös gemacht werden. 1i zeigt die Bildung von Hydroxylapatit auf der Oberfläche des zweiten Prototyp-Gerüsts als Ergebnis einer kathodischen Vorspannung des Gerüsts unter 10 mAcm^–2 über 30 Minuten in SKF.
2a zeigt ein schematisches Diagramm von zwei Knochenteilen 21, 22, die durch ein erstes erfindungsgemäßes orthopädisches Implantatmaterial, allgemein durch 23 angezeigt, zusammengebunden sind. Das erste Implantatmaterial umfasst einen Knochenzement 24 und Teilchen aus porösem Silicium 25, die in dem Zement 24 dispergiert sind. Die porösen Silicium-Teilchen 25 werden durch Anodisierung einer Anzahl von Wafern hergestellt, so dass auf den Waferoberflächen Schichten aus porösem Silicium gebildet werden. Das poröse Silicium wird mittels Ultraschall von den Wafern entfernt, und das resultierende Pulver wird gesiebt, um Durchmesser im Bereich von 5 bis 250 μm auszuwählen.
Die gesiebten porösen Silicium-Teilchen 25 werden dann mit Calciumphosphat-Pulver vereinigt, das 63% α-TCP (α-Tricalciumphosphat), 28% DCP (Dicalciumphosphat), 9% Hydroxylapatit umfasst. Das resultierende Silicium/Phosphat-Pulver kann einen Silicium-Gehalt im Bereich von 5% bis 80% aufweisen, abhängig von der Anwendung. Das Silicium/Phosphat-Pulver wird mit einer 2,5%-igen wässrigen NaHPO₄-Lösung vereinigt, wobei das Verhältnis Flüssigkeit zu Pulver 0,32 cm³ pro Gramm Pulver beträgt. (Die prozentualen Zusammensetzungen der wässrigen Lösung, des Silicium- und Phosphat-Pulvers sind auf die Gewichte der beteiligten Komponenten bezogen.)
Die Vereinigung der wässrigen Lösung mit dem Silicium/Phosphat-Pulver hat die Bildung einer viskosen Paste zum Ergebnis, die verwendet werden kann, um die Knochenteile zu verkleben, bevor sie hart wird, um die erforderliche Bindung zu bilden. Die Anwesenheit der porösen Silicium-Teilchen 25 verbessert die mechanische Festigkeit des Materials 23 und verstärkt die Bindung des Materials 23 an die Knochenteile 21, 22.
2b zeigt ein REM-Bild eines zweite orthopädischen Implantatmaterials. Das Material ist eine Art von Silicium-Verbundmaterial und umfasst poröse Silicium-Teilchen und ein Polymer. Das Bild von 2b zeigt den Verbundstoff, nachdem er über eine Zeitspanne von zwei Wochen in SKF eingetaucht worden ist.
Ein Silicium-Wafer vom p-Typ mit einem spezifischen Widerstand von 0,08 bis 0,12 Ohm cm wurde in 20%-iger Essigsäure-HF-Lösung anodisiert; die Elektrolyt-Verdampfung aus den Poren während der Lufttrocknung bewirkt, dass ein dicker, hoch poröser Film fragmentiert und sich teilweise von dem darunter liegenden massiven Substrat löst. Der Wafer wurde umgedreht, man klopfte auf seine Rückseite, und etwa mm breite braune Flocken aus porösem Silicium sammelten sich auf dem darunter liegenden Filterpapier. Diese wurden dann zwischen zwei glatten Glasplatten zu gelbem porösem Silicium-Pulver zerrieben. 80 mg Polycaprolacton-Pulver, ein halbkristallines bioinertes resorbierbares Polymer, wurden mit 100 mg porösem Silicium-Pulver gemischt, und der Verbundstoff wurde zu einer formbaren Form erweicht, indem er auf 70°C erwärmt wurde. Eine 5 mm-Kugel wurde von Hand geformt und dann durch langsames Abkühlen bei Raumtemperatur härten gelassen, was das zweite orthopädische Material lieferte. Der Silicium-Verbundstoff wurde dann 2 Wochen in SKF inkubiert; 2b zeigt die REM-Bilder des zweiten orthopädischen Materials nach dieser Inkubation. Die Bilder von 2b zeigen ein Wachstum von Hydroxylapatit auf der Oberfläche der Polymer-beschichteten Silicium-Teilchen. Die Anwesenheit der porösen Silicium-Teilchen hat demgemäß dem zuvor bioinerten Polymer Bioaktivität verliehen.
2c zeigt ein EDX-Diagramm des Polycaprolactons, aus dem das zweite in 2b gezeigte Implantatmaterial gebildet ist, nach zweiwöchigem Eintauchen in simulierte Körperflüssigkeit. Weder Silicium noch Hydroxylapatit ist anwesend, und so liegen nur Kohlenstoff- und Sauerstoff-Peaks in dem Diagramm vor.
2d zeigt ein EDX-Diagramm für das zweite Implantatmaterial, nachdem es zwei Wochen lang in simulierte menschliche Körperflüssigkeit eingetaucht worden ist. Die Anwesenheit von Silicium zeigt, dass sowohl Silicium als auch Polymer vorliegen, wobei die anderen Peaks die Anwesenheit von Hydroxylapatit anzeigen.
3 zeigt ein schematisches Diagramm einer orthopädischen Vorrichtung gemäß der Erfindung. Die Vorrichtung umfasst ein Fixiermittel, allgemein durch 31 angezeigt, das aus einem resorbierbaren Polymer 32, wie Polylactid-co-glycolid (PLGA), und mesoporösem Silicium-Pulver 33 gebildet ist. Die Vorrichtung ist zum Fixieren von Weichgewebe an Knochen geeignet.
Das poröse Silicium kann in dem ganzen Körper des Fixiermittels 31 dispergiert sein. Das PLGA wird in einer wassergekühlten Hammermühle gemahlen, um ein mikronisiertes Pulver des PLGA zu erzeugen. Ein poröses Silicium-Pulver 33 kann durch Anodisierung, Ultraschallbehandlung und Sieben gebildet werden, wie oben mit Bezug auf die Herstellung von Knochenzement erörtert. Das PLGA und poröse Silicium-Pulver werden dann gründlich in solchen Verhältnissen gemischt, dass die resultierende Mischung einen Gehalt von 40 bis 90 Gew.-% Silicium aufweist. Das Pulver wird 5 Minuten bei einer Temperatur von etwa 85°C bei 12 MPa formgepresst, was das Fixiermittel liefert. Die Anwesenheit von porösem Silicium-Pulver verbessert die mechanischen Eigenschaften des Fixiermittels und verleiht ihm halbleitende Eigenschaften.
Alternativ kann das poröse Silicium im Wesentlichen an der Oberfläche des Fixiermittels dispergiert sein. Ein reines PLGA-Polymer wird zur Form eines Fixiermittels geformt, und poröse Silicium-Teilchen werden bei Drücken von 2 bis 10 MPa und Temperaturen zwischen 60 und 90°C über 20 Sekunden bis 2 Minuten eingebettet. Die Anwesenheit von porösem Silicium an der Oberfläche des Fixiermittels verstärkt dessen Bioaktivität und verleiht dessen Oberfläche auch halbleitende Eigenschaften.
4 zeigt ein schematisches Diagramm einer orthopädischen Implantatvorrichtung gemäß der Erfindung, die für eine Wirbelsäulenversteifung geeignet ist. Die Vorrichtung umfasst einen Zylinder 41 mit einer Anzahl von Knocheneinwachsschlitzen 42 und Vaskularisierungsöffnungen 43. Der Zylinder 41 umfasst massives kristallines Silicium und mesoporöses Silicium, wobei das mesoporöse Silicium auf mindestens einem Teil der Oberfläche des Zylinders 41 gebildet ist. Die Länge des Zylinders 41 liegt zwischen 20 und 30 mm und sein Durchmesser liegt zwischen 15 und 20 mm; die Vaskularisierungsöffnungen 43 betragen etwa 6 × 7 mm und die Knocheneinwachsschlitze 42 weisen einen Durchmesser zwischen 2 und 5 mm auf. Die Orientierung der Vorrichtung ist derart, dass die Knocheneinwachsschlitze 42 in Richtung des oberen und unteren Wirbelendes liegen.
Ein zylindrischer Barrenabschnitt, der p+- oder n+-dotiert sein kann, wird ausgebohrt und nass geätzt, um einen zylindrischen Kern aus seinem Zentrum zu entfernen. Die Knocheneinwachsschlitze 42 und die Vaskularisierungsöffnungen 43 werden mechanisch eingebohrt und mit HF:HNO₃ polierend geätzt, um den Sägeschaden zu entfernen. Der gesamte Zylinder 41 wird dann unter Verwendung einer Essigsäure-Lösung von HF anodisiert, was die erfindungsgemäße orthopädische Vorrichtung liefert, die für eine Wirbelsäulenversteifung geeignet ist. Das massive kristalline Silicium, aus dem der Zylinder 41 im Prinzip gebildet ist, stellt ein Material mit hoher Festigkeit bereit, das für diese und andere Lasttragende Anwendungen geeignet ist. Zum Beispiel ist die Streckgrenzenfestigkeit von massivem kristallinem Silicium dreimal höher als die von Edelstahldraht.
5 zeigt ein schematisches Diagramm einer orthopädischen Implantatvorrichtung gemäß der Erfindung, das für die Behandlung von kranofazialem Schaden geeignet ist. Die Vorrichtung umfasst eine osteosynthetische Platte 51, die an dem beschädigten Knochen fixiert wird, um die Wiederherstellung zu unterstützen. Die Platte 51 ist T-förmig, weist eine Anzahl von darin eingebohrten Löchern 52 auf und hat zwei Abmessungen (entsprechend den Armen und dem Körper des T) im Bereich von 25 bis 30 mm; wobei die dritte Abmessung im Bereich von 0,1 bis 0,5 mm liegt. Die Platte wird hergestellt, indem ein Standard-Silicium-Wafer zu der Form eines T gesägt wird und die erforderlichen Löcher eingebohrt werden. Der Säge- und Bohrschaden wird durch einen isotropen Nassätzungsschritt entfernt. Das isotrope Ätzen hat auch die Abrundung der Ränder der Platte zur Folge. Das massive kristalline Silicium des Wafers wird dann in Essigsäure-HF-Lösung anodisiert, entweder um eine Schicht aus porösem Silicium an der Oberfläche der Platte 51 zu bilden oder um die Platte 51 vollständig porös zu machen (wobei eine vollständige Porösmachung den Weg für eine vollständige Korrosion der Platte öffnet, eine teilweise Porösmachung die Bioaktivität verstärkt).
Es wurden Experimente durchgeführt, um die Röntgeneigenschaften von porösem Silicium zu bestimmen. Bilder wurden unter Verwendung einer M Series Todd Research Röntgen-Einheit auf Polaroidfilm aufgezeichnet. Dieses Röntgen-Fluoroskop weist eine Überprüfungskammer mit großer Kapazität vom Schubladen-Typ für die Betrachtung von Objekten bis zu einer maximalen Größe von 64 × 46 × 16 cm auf. Die Röntgenröhre weist eine Betriebsspannung von 50–100 kV, einen Ausgangsstrom von 5 mA, einen Brennfleck von 2 mm und einen Zielwinkel von 20 Grad auf. Es wurden unter Verwendung eines 80 kV-Betriebsmodus mit Belichtungszeiten zwischen 1 und 3 Sekunden Bilder von verschiedenen Silicium-Strukturen aufgenommen, die in die Beine von Hühnchen-Kadavern eingebettet waren. Der Polaroidfilm wurde auf das betrachtete Objekt gelegt, der Röntgenbelichtungsstrahl trat von unterhalb der Betrachtungskammer in Richtung des Fluoreszenzschirms oben aus. Die Materialien wurden nach Inzision mit einer Skalpellklinge in das Bein eingebettet.
6 zeigt ein Röntgenbild, das die Röntgenabsorption einer Siliciumscheibe mit jener einer Titanscheibe vergleicht. Sowohl das Weichgewebe als auch die Knochenstrukturen des Beins sind ersichtlich, die deutliche Kniescheibe auf der rechten Seite des Bildes, wo sich das dünne Wadenbein ebenfalls vom dickeren Schienbein unterscheidet. Diese beiden Knochen erstrecken sich bis zum Knöchelbereich jenseits der linken Seite des Bildes. Der zentrale dunkle kreisförmige Bereich oberhalb des Wadenbeins entspricht der Titanscheibe; der zweite kreisförmige Bereich links der Titanscheibe ist jener der Siliciumscheibe.
7 zeigt ein Röntgenbild eines Verbundstoff-Teilchens 71 des zweiten orthopädischen Implantatmaterials, dessen Herstellung vorstehend beschrieben wurde. Das Verbundstoff-Teilchen liegt an einem Ende eines Einschnitts, der sich von einer Position 71 bis zu einer Position 72 erstreckt. Der Einschnitt bildet eine schwache Linie zwischen diesen zwei Punkten auf dem Röntgenbild. Ein Polymer-Teilchen mit etwa der gleichen Größe wie das Verbundstoff-Teilchen 71 wurde an einer Position 72 angeordnet, bevor das Röntgenbild aufgenommen wurde, und bildet, wie ersichtlich, keinerlei Bild. Die Anwesenheit des porösen Siliciums verleiht deshalb dem Verbundstoff Röntgen-Opazität.
Orthopädische Implantate des Standes der Technik umfassen häufig ein bioinertes Metall wie Edelstahl. Ein orthopädisches Implantat gemäß der Erfindung kann Edelstahl und poröses amorphes Silicium umfassen. Mindestens ein Teil der Oberfläche des Implantats kann durch das poröse amorphe Silicium gebildet sein.
Amorphes Silicium von Vorrichtungsgüte kann durch Standardtechniken auf Edelstahl abgeschieden werden, wie jene, die in Physical Review Letters Bd. 77, S. 1885–1888 (1996) beschrieben werden. Silan wird unter Verwendung eines RF-Plasmas bei 250°C zersetzt, und Bor wird über die Zugabe von Diboran-Gas zudotiert, was einen 2 Mikrometer dicken Film aus amorphem Silicium liefert. Das Substrat, auf welchem das amorphe Silicium abgeschieden wird, ist eine optisch polierte Edelstahlplatte.
Wenn das amorphe Silicium abgeschieden worden ist, kann es wiederum durch Standardtechniken porös gemacht werden, wie jene, die in der EP 96925906.8 beschrieben sind. Kreisförmige Bereiche der Platte werden selektiv in HF-Lösung (HF/Wasser/Ethanol: 5/9/6 bezüglich Volumen) anodisiert.
Die Platten wurden etwa 4 Wochen in simulierter Körperflüssigkeit (SKF) inkubiert, wobei die Lösung nach 2 Wochen durch frische simulierte Körperflüssigkeit ersetzt wurde. 8 zeigt ein REM-Bild einer Probe von amorphem Silicium, das auf einer Edelstahlplatte abgeschieden worden ist, und 9 zeigt eine Probe von amorphem porösem Silicium, das auf einem anderen Teil derselben Edelstahlplatte gebildet ist. Beide REM-Bilder von 8 und 9 sind von Oberflächen, die über die vierwöchige Zeitspanne in SKF eingetaucht worden sind. Das Bild von 8 zeigt, dass im Wesentlichen kein Hydroxylapatit auf dem nicht-porösen amorphen Silicium-Substrat abgeschieden worden ist. Es gibt auch kein Anzeichen von Korrosion. 8 steht im Gegensatz zu 9, indem sowohl eine Hydroxylapatit-Abscheidung als auch eine Korrosion als Ergebnis der Behandlung mit SKF stattgefunden hat. Die Korrosion der Oberfläche zeigt an, dass das amorphe poröse Silicium resorbierbar ist, und die Abscheidung des Hydroxylapatits zeigt an, dass das amorphe poröse Silicium bioaktiv und biokompatibel ist.

Claims

Bioaktives orthopädisches Implantatmaterial, umfassend poröses Halbleitersilicium und ein Trägermaterial, wobei mindestens ein Teil des Siliciums mit mindestens einem Teil des Trägermaterials in Kontakt ist, dadurch gekennzeichnet, dass das Trägermaterial ein Polymer umfasst und das Silicium poröse Siliciumteilchen umfasst.
Implantatmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Trägermaterial Polycaprolacton umfasst.
Knochenzement, umfassend ein Implantatmaterial nach Anspruch 1.