Beschichtungen und Oberflächenbehandlungen von Implantatmaterialien

2.3.1 Beschichtung von nichtresorbierbaren und resorbierbaren Implantaten Die Beschichtung von Implantaten zielt darauf ab, den Implantat-Knochen-Kontakt zu verbessern, den Implantatverlust zu reduzieren und die Nebenwirkungen zu minimieren (RAMMELT et al. 2007). Um den Korrosionswiderstand von Stents für die Anwendung in der Gefäßchirurgie bzw. von Dentalimplantaten aus Edelstahl zu steigern und die Freisetzung von Metallionen zu verhindern, wurden verschiedene biokompatible Beschichtungen, wie unterschiedlich hergestellte Oxide und Hydroxylapatit, erfolgreich angewandt (CHUN-CHEN et al. 2003; FATHI et al. 2003).

CHUN-CHEN et al. (2004) versetzten Edelstahldrähte mit polykristallinen und amorphen Oxidschichten. Die Drähte mit amorphen Oxidschichten wiesen in anodischen Polarisationstests den höchsten Korrosionswiderstand auf.

Bei Beschichtung von nicht resorbierbaren Metallimplantaten steht häufig das Ziel einer verbesserten Osteointegration im Vordergrund (FRIEDMAN et al. 1996;

GOSAIN et al. 2002; COSTA et al. 2005; REYES et al. 2007). FRIEDMAN et al.

(1996) brachten unterschiedlich dicke Schichten von Cobalt und Chrom auf Titanimplantate auf. Dies führte zu einer starken Knochenapposition am Implantat und einer signifikant höheren Scherfestigkeit der beschichteten im Vergleich zu den unbeschichteten Implantaten. In diesem Zusammenhang wurde über die Beschichtung mit dem zu den Keramiken zählenden Hydroxylapatit berichtet. Die Schicht vermittelte dabei einen verstärkten Implantat-Knochen-Kontakt und war somit

in der Lage, die osteoinduktive und -konduktive Wirkung der Keramik mit der Stabilität der Metalle zu verknüpfen (GOSAIN et al. 2002; COSTA et al. 2005).

SEUFERT (2006) beschichtete Titanzylinder mit zwei unterschiedlichen Polymeren und einem Compolymer, sowie mit BMP-2 (bone morphogenetic protein), einem Polymer und BMP-2 und einem Copolymer und BMP-2. In in vivo Tests im Kaninchenmodell konnte weder durch die Beschichtung mit Polymer und Copolymer alleine, noch durch die Kopplung mit BMP-2 eine signifikante Verbesserung der Osteointegration nachgewiesen werden.

Die Beschichtung von Titanimplantaten mit einem Peptid, welches selektiv Integrin bindet, führte in vitro zu einer verstärkten Osteoblastenfunktion und in vivo zu einer verbesserten Knochenregeneration und Osteointegration (REYES et al. 2007).

Zur Verhinderung implantatassoziierter Infektionen ist es möglich, antibiotikahaltige Beschichtungen wie beispielsweise Poly-D,L-Laktid-Beschichtungen (PDLLA) auf die Osteosynthesematerialien aufzubringen (GOLLWITZER et al. 2003). Neben Antibiotika können auch Wachstumsfaktoren in die PDLLA-Schicht eingearbeitet werden. So bewirkte die mit IGF1 (Insuline-like growth factor) und TGF-ß1 (Transforming growth factor) versetzte Schicht auf Titan-Kirschner-Drähten, die der Versorgung von Tibiafrakturen von Ratten dienten, durch die Freisetzung der Faktoren eine signifikant schnellere Frakturheilung (SCHMIDMAIER et al. 2001).

Auch im Bereich der resorbierbaren Implantate wurden Beschichtungen angewendet, insbesondere um die Bioaktivität von Polymeren oder Kompositmaterialien zum Einsatz als Gewebe- bzw. Knochenersatzmaterialien zu erhöhen (ROETHER et al.

2002a; ROETHER et al. 2002b; MARTÍNEZ-PÉREZ et al. 2003; OLIVEIRA et al.

2003; BIL et al. 2007). BIL et al. (2007) entwickelten bioresorbierbare Kompositmaterialien basierend auf Polyurethan und Polyurethan/Polylactidsäureschäumen und beschichtete diese mit Bioglass-Partikeln.

Die in vitro Tests in SBF-Lösung konnten zeigen, dass durch das Einbringen der Bioglass-Partikel die Bioaktivität durch die Ausbildung einer Carbonat-Hydroxylapatitschicht erhöht werden konnte. Auf diesem Forschungsgebiet wird insbesondere intensiv nach Methoden geforscht, die die Ausbildung einer

Apatitschicht effizient und günstig fördern können (TANAHASHI et al. 1995;

OLIVEIRA et al. 2003).

LIANG et al. (2005) beschichtete das resorbierbare keramische ß-TCP mit BMP-2 und untersuchte die Osteoinduktion und die Degradation der Implantate nach Implantation in die Oberschenkelmuskulatur von Mäusen. Im Vergleich zu unbeschichteten Proben zeigten die Tiere mit beschichtetem ß-TCP eine signifikante Erhöhung der ALP sowie eine verstärkte Ausbildung von Blutgefäßen und neuem Knochen. Um die mechanischen Eigenschaften von Schwämmen aus Kompositmaterialien zu erhöhen, beschichtete MIAO et al. (2008) Hydroxylapatit/TCP mit dem Polymer PLGA. Durch die Beschichtung konnte eine deutliche Erhöhung der Druckfestigkeit und des Druckmoduls des Kompositmaterials nachgewiesen werden.

2.3.2 Beschichtung und Oberflächenbehandlung von Magnesium

Problematisch beim Einsatz von Magnesium sind sowohl im industriellen als auch medizinischen Bereich der geringe Korrosionswiderstand (SONG u. ATRENS 2003;

SONG 2005; STAIGER et al. 2006; ZENG et al. 2006; KIM et al. 2008). Um einen adäquaten Korrosionsschutz zu erhalten, sollte eine Schicht aufgebracht werden, die gleichförmig, gut haftend und porenfrei ist (GRAY u. LUAN 2002; ZHANG et al.

2005).

Es wurden bereits einige Methoden getestet, um den Korrosionswiderstand von Magnesium in NaCl-Lösung bzw. SBF-Lösung zu verbessern. Hierfür wurden unter anderem Schichten aus Reinmagnesium (YAMAMOTO et al. 2001) und Titan (ZHANG et al. 2005) verwendet. YAMAMOTO et al. (2001) brachte Reinmagnesium durch Gasphasenabscheidung auf Magnesiumlegierungen auf und konnte durch elektrochemische Messungen und Immersionstests einen erhöhten Korrosionswiderstand im Vergleich zu unbeschichteten Proben feststellen.

Auch der Einfluss von Fluoriden auf die Korrosionsbeständigkeit von Magnesium wurde untersucht (STAESCHE 1948; BACH et al. 2005; CHIU et al. 2007).

Fluoride besitzen eine korrosionsverzögernde Wirkung (KAESE 2002) und können in die natürliche Magnesiumhydroxidschicht eingelagert werden (BACH et al. 2005).

Somit muss keine künstliche Schicht aufgebaut, sondern die natürliche Schicht verdichtet und stabilisiert werden (GENESCA et al. 1996).

STAESCHE (1948) führte Versuche durch, in welchen er günstige Verfahren zur Bildung einer Magnesiumhydroxidschicht, sowie zu deren Umwandlung in eine MgF2 -Schicht entwickelte. Durch Einbringen von Magnesium in Natronlauge entsteht eine von Temperatur, Laugenkonzentration und Druckverhältnissen abhängige Magnesiumhydroxidschicht. Die Umwandlung dieser Magnesiumhydroxidschicht in MgF2 erreichte er durch Kochen in Fluoridlösung. Er wies außerdem eine sehr gute Korrosionsbeständigkeit für mit verschiedenen Fluoriden behandelte Proben bei Dauertauchversuchen in oxydischem Seewasser nach (STAESCHE 1948). BACH et al. (2005) überprüften den Einfluss einer MgF2-Schicht auf die Degradation von Proben aus purem Magnesium, sowie einer Zink-Mangan-Magnesiumlegierung mit Hilfe von Spannungsmessungen, Vierpunktbiegeversuchen und rasterelektronenmikroskopischen Untersuchungen. Im Zuge der Vierpunktbiegeversuche entstanden Schäden und Risse in der Fluoridschicht, sie platzte jedoch nicht ab. Mittels Spannungsmessungen und rasterelektronenmikroskopischen Untersuchungen ließ sich eine Repassivierung der Schicht, in der die Risse mit natürlichem Magnesiumhydroxid aufgefüllt wurden, nachweisen.

In einer in vitro Studie wurden Probekörper aus reinem Magnesium ebenfalls mit einer MgF2-Schicht versehen. Der Korrosionswiderstand von beschichteten und unbeschichteten Implantaten in Hanks-Lösung wurde mit elektrochemischer Impedanzsspektroskopie, potentiodynamischen Polarisationstests und Immersionstests geprüft. Es konnte gezeigt werden, dass MgF2-beschichtete Proben im Vergleich zu unbeschichteten einen stärkeren Polarisationswiderstand sowie eine verminderte und gleichförmigere Korrosion aufwiesen (CHIU et al. 2007).

SONG et al. (2008) untersuchten die Beschichtung einer Magnesiumlegierung mit bioaktivem Hydroxylapatit in SBF-Lösung. Die elektrochemischen Ergebnisse zeigten dabei eine verlangsamte Degradationsrate der beschichteten Proben im Vergleich zu unbeschichteten.

Um den Korrosionswiderstand von Magnesiumlegierungen zu erhöhen, wurden neben den genannten Beschichtungsverfahren auch weitere Oberflächenbehandlungen getestet. LI et al. (2004) unterzogen Proben aus reinem Magnesium einer Alkalihitzebehandlung und verglichen deren Korrosionsbeständigkeit in einer chloridhaltigen und chloridfreien SBF-Lösung. Im Vergleich zu unbehandeltem Magnesium zeigten die beschichteten Proben in beiden SBF-Lösungen einen verbesserten Korrosionswiderstand. Zusätzlich durchgeführte Zytotoxizitätstests zeigten keine hemmende Wirkung auf das Wachstum von Knochenmarkzellen und keine Anzeichen einer Zelllyse.

LIU et al. (2007) nutzten die Technik der Plasmaimmersion - Ionenimplantation, um Aluminium, Zirkon und Titan in die Oberfläche von AZ91-Probekörpern einzuarbeiten. Elektrochemische Korrosionstests lassen vermuten, dass die verwendete Methode einen Korrosionsschutz für Magnesiumlegierungen bieten kann.

2.4 Untersuchungsmethoden von Implantatmaterialien