mit strukturierter (Ti, Nb)ON-Schicht

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Oberflächen modification von Η üftendoprothesenschäften

mit strukturierter (Ti, Nb)ON-Schicht

Zur Minderung der Entstehung von Abriebkorrosionsprodukten an Hüftendoprothesen aus Titanbasislegierungen, bei gleichzeitiger Er- haltung der Dauerwechsellastfestigkeit der Implantate, wurde ein oberflächenstrukturiertes (Ti, Nb)ON-Hartstoffschichtsystem für Ti- tanoberflächen entwickelt. Die Abrasionsbeständigkeit und Dauer- wechsellastfestigkeit wurden mit unstrukturierten Hartstoffschicht- systemen, stickstoffdiffusionsgehärteten sowie unmodifmerten Titan- substraten verglichen. Die Abriebminderung entspricht dem Anteil der Modifikation an der Oberfläche. Durch gezielte Wahl von Schicht- dicke und Oberflächenstrukturierung kann Rissbildung in der struk- turierten Hartstoffschicht aufgrund verringerter Lasteinleitung in die unterteilten Schichtbereiche unterbunden werden. Die Dauer- wechsellastfestigkeit bleibt erhalten. Dehnungsbestimmungen mit Dehnungsmessstreifen auf zementierten Hüftendoprothesen in Kunst- knochen zeigten, dass die maximalen Materialspannungen bei 3 kN Druckbelastung bis zu 390 MPa erreichen können.

Frank Macionczyk, Roger Thull

Schlagworte: Hüftendo- prothesen - Abrasion - Dauerwechselfestigkeit - Oberflächenmodifi- kation

Einleitung

Bei fortgeschrittenem Gelenkverschleiß ist der Ersatz des er- krankten Knochengewebes durch künstliche Implantate eine häufig notwendige Maßnahme. Im Bereich der Hüft-Or- thopädie werden weltweit zikra 1,5 Millionen H ü f t e n d o p r o - thesen - davon in Deutschland allein zirka 120000 - erst- implantiert. Entsprechend den differenzierten medizinischen Indikationen und den individuellen anatomischen Voraus- setzungen sowie wegen z u n e h m e n d e n Erkenntnissen über Körperverträglichkeit und Langzeitstabilität von künstlichen Prothesen existiert eine Vielzahl von Implantatdesigns.

Knochengewebe reagiert auf mechanische Wechselbelastun- gen mit einem ständigen „Remodelling", so dass bei unter- schiedlichem elastischem Verhalten von Knochen und Im- plantat, selbst bei hoher Primärstabilität, Relativbewegungen auftreten [4]. Mikrobewegungen zwischen Implantat und Hartgewebe bzw. Zement führen im aggressiven Körpermi- lieu zu Abrieb u n d / o d e r Reibkorrosion. Die Reaktionspro- dukte lassen sich im Gewebe nachweisen und entstehen so- wohl bei zementierten als auch bei zementfrei eingeh rächten Implantaten. Die Relativbewegungen h ä n g e n vom Gewicht und der Dynamik des Patienten, v o n der W e r k s t o f f z u s a m - mensetzung sowie von der W e r k s t o f f v o r b e h a n d l u n g und der Implantatkonstruktion ab.

Innerhalb eines Zeitraums von durchschnittlich f ü n f bis zehn Jahren nach Implantation von mechanisch stark belas- teten Implantaten aus Titanlegierungen, wie Hüftendopro- thesen, zeigen sich im klinischen Bild Osteolyse-Erscheinun- gen, die ursächlich auf die zellschädigende W i r k u n g der Verschleißprodukte zurückgeführt werden [8, 10, 11], Die damit einhergehende aseptische Implantatlockerung u n d die

Toxizität von Abriebprodukten stellen ein wesentliches kli- nisches Problem dar. Neben werkstoffangepasster Konstruk- tion k a n n eine geeignete Oberflächenmodifikation der Schlüssel zur Langzeitstabilisierung von Implantaten im Knochen sein.

Für Hüftendoprothesen werden als Schaftmaterial Legierun- gen auf Kobalt- und Titanbasis eingesetzt. Titan u n d medizi- nische Titanlegierungen wie Ti-6Al-7Nb und Ti-6A1-4V zeichnen sich durch h o h e Verträglichkeit gegenüber k n o - chenbildenden Osteoblasten-Zellen und einem guten Ein- wachsverhalten des Knochengewebes aus. Zusätzlich m i n i - miert ein vergleichsweise niedriger Elastizitätsmodul das Stress-Shielding f ü r den Knochen bei der Krafteinleitung über Gelenkkugel u n d Schaft. Den Vorteilen steht eine g e - ringe Abriebfestigkeit der Titanwerkstoffe gegenüber.

Als Lösung des Problems w u r d e f ü r den Schaftbereich ein Oberflächendesign entwickelt, das sich biokompatibel u n d reibfest zeigt. Letzteres wird durch hohe Haftfestigkeit u n d Korrosionsbeständigkeit der Modifikation erreicht; die Wechsellastfestigkeit wird nicht herabgesetzt. Biokompatibi- lität und Abriebfestigkeit ergeben sich durch die Verwen- d u n g oxi-nitridischer Schichten auf Refraktärmetallbasis.

Die positiven Haftfestigkeitseigenschaften des Schichtsys- tems werden durch eine Gradientengestaltung der Festig- keitsparameter in der Nähe des Schicht-Substrat-Interface- bereiches erreicht. Dazu werden die Titansubstrate durch Stickstoffdiffusionshärtung vorbehandelt und eine (Ti, Nb)0N- Hartstoffschicht durch einen Ion-Plating-Prozess mittels plasmagestützter, reaktiver physikalischer G a s p h a s e n a b - scheidung (PVD) hergestellt. Lateral wird das Schichtsystem derart strukturiert, dass Rissbildung in der Hartstoffschicht

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u n t e r d r ü c k t u n d damit die Dauerwechsellastfestigkeit des S u b s t r a t m a t e r i a l s durch die O b e r f l ä c h e n m o d i f i k a t i o n nicht b e e i n t r ä c h t i g t wird.

Die E i g n u n g des S t r u k t u r i e r u n g s - u n d Schichtherstellungs- v e r f a h r e n s zur A n w e n d u n g auf k o m p l e x e n d r e i d i m e n s i o n a - len Oberflächen w u r d e a n h a n d v o n Schichtdepositionen auf g e b r ä u c h l i c h e n H ü f t p r o t h e s e n s c h ä f t e n demonstriert.

Methodik

Modifikationsverfahren

Ziel der E n t w i c k l u n g w a r die E r z e u g u n g eines h a f t f e s t e n , verschleiß- u n d k o r r o s i o n s b e s t ä n d i g e n sowie bioverträgli- c h e n PVD-Schichtsystems f ü r Titanlegierungen, z u m Einsatz im S c h a f t b e r e i c h v o n H ü f t e n d o p r o t h e s e n . Eine Kombination der E i g e n s c h a f t e n lässt sich mit einem H a r t s t o f f s c h i c h t s y s - t e m der Z u s a m m e n s e t z u n g (Tix, N b ^ N , , , erzielen, wie es s c h o n f ü r D e n t a l i m p l a n t a t e erprobt und eingesetzt w u r d e [12-15],

Die S c h i c h t e r z e u g u n g erfolgte mittels reaktiver Lichbogen- v e r d a m p f u n g eines Ti-Nb-Legierungstargets, Z u s a m m e n s e t - z u n g 50:50, in einem Balzer H o c h v a k u u m - L a b o r s y s t e m PLS 570 [A]. Die R e a k t i o n s g a s a t m o s p h ä r e w u r d e durch die k o n - s t a n t e Einleitung von 10 s c c m / m i n Sauerstoff, 60 s c c m / m i n Stickstoff u n d 30 s c c m / m i n Argon in den Rezipienten v o r - gegeben. Weitere Herstellparameter w a r e n : Basisdruck 8xlO~4

Pa, Prozessgasdruck 7x10"' Pa, Depositionsrate 1,5 p m / h , Beschichtungszeit 60 min. Die Substrate w u r d e n nicht z u - sätzlich geheizt. Durch W ä r m e s t r a h l u n g des Targets erreich- te die T e m p e r a t u r der Substrate nach etwa 30 m i n einen k o n s t a n t e n Wert v o n 3 6 0 ± 3 0 ° C . Die Substrate w u r d e n n a c h g r o b m e c h a n i s c h e r Vorbehandlung' mit T e n s i d l ö s u n g im Ul- traschallbad in Isopropanol gereinigt. U n m i t t e l b a r v o r der B e s c h i c h t u n g erfolgte eine Reinigung durch Sputterätzen in der V a k u u m a n l a g e , A r g o n g a s d r u c k 7x10"' Pa, B i a s - S p a n - n u n g 3 5 0 V, Zeit 15 m i n .

Die Oxi-Nitridschichten sind im Gegensatz zum T i t a n s u b - stratmaterial spröde. Um einen scharfen, die Haftfestigkeit m i n d e r n d e n Übergang der m e c h a n i s c h e n M a t e r i a l p a r a m e t e r (Härte und Elastizitätsmodul) an der S c h i c h t - S u b s t r a t - G r e n z f l ä c h e zu vermeiden, w u r d e n die T i t a n s u b s t r a t e ζ. T.

durch S t i c k s t o f f - D i f f u s i o n s h ä r t u n g v o r b e h a n d e l t : V a k u u m - ofen, 700°C, 5 h, N j - R e i n h e i t 99,999 o/o, Druck IxlO"2 Pa.

Die P a r a m e t e r w u r d e n in V o r v e r s u c h e n ermittelt u n d f ü h r e n zu h o h e r S t i c k s t o f f d i f f u s i o n bei n u r geringer Ä n d e r u n g des S u b s t r a t g e f ü g e s . Die D i f f u s i o n s b e h a n d l u n g f ü h r t e bei Titan zu einer E r h ö h u n g der V i c k e r s - O b e r f l ä c h e n h ä r t e auf Werte zwischen 4 0 0 und 500. Bei H ä r t e m e s s u n g e n an Querschnitt- profilen zeigte sich, dass die Härte mit dem A b s t a n d z u r Oberfläche etwa exponentiell abfällt und einen n a h e z u k o n - s t a n t e n W e r t v o n 2 0 0 ± 2 0 bei etwa 50 μ m u n t e r h a l b der Oberfläche erreicht.

S c h i c h t e i g e n s p a n n u n g e n u n d m e c h a n i s c h e Belastungen des S c h i c h t - S u b s t r a t - V e r b u n d e s k ö n n e n Rissbildungen in den Hartstoffschichten h e r v o r r u f e n . Scharfe Oberflächendefekte f ü h r e n a u f g r u n d v o n S p a n n u n g s ü b e r h ö h u n g e n an den Riss- spitzen z u r V e r r i n g e r u n g der Wechsellastfestigkeit. Damit e r h ö h t sich die Wahrscheinlichkeit f ü r ein Materialversagen durch E r m ü d u n g s b r u c h . Um die Bildung bzw. A u s b r e i t u n g von Schichtrissen zu u n t e r b i n d e n , w u r d e die Schicht lateral strukturiert. Dazu w u r d e die Oberfläche der Substrate mit t e m p e r a t u r b e s t ä n d i g e r , selbstklebender Polyamidfolie m a s - kiert. Die m a n u e l l e M a s k i e r u n g s t e c h n i k ermöglicht die S c h i c h t s t r u k t u r i e r u n g v o n komplizierten dreidimensionalen I m p l a n t a t o b e r f l ä c h e n a u c h dort wo lithographische M e t h o - den n i c h t o h n e weiteres a n w e n d b a r sind. Der A b s t a n d zwi-

schen einzelnen Strukturfeldern und deren Länge betrug etwa 1 m m . A b b i l d u n g 1 zeigt einen P r o t h e s e n s c h a f t mit strukturierter (Ti, Nb)ON-Schicht.

Abb. I: Hüftendoprothesenstamm mit strukturierter (Ti, Nb)ON-Ober- flächenmodifikation. Der Ausschnitt zeigt eine Vergrößerung aus dem proximalen Schaftbereich

Schichtcharakterisierung

Die S c h i c h t d i c k e n b e s t i m m u n g erfolgte an B r u c h k a n t e n v o n Schichten auf 0,1 mm dicken Titanfolien, die in flüssigem Stickstoff gerissen w u r d e n . Im Rasterelektronenmikroskop w u r d e die Dicke der Schichten zu 1,5 p m ± 0 , l p m bestimmt.

Charakterisierungen bezüglich der chemischen Z u s a m m e n - setzung, der Mikrostruktur (Korngefüge, Textur, A u s b i l d u n g metallischer Phasen), der elektrochemischen Eigenschaften (Korrosionsstromdichte), der spezifischen O b e r f l ä c h e n e n - ergie sowie der Zellverträglichkeit finden sich a n anderer Stelle [7],

A n h a n d der Ergebnisse aus p h y s i k a l i s c h - w e r k s t o f f w i s s e n - schaftlichen u n d früheren biologischen P r ü f u n g e n wird (Ti,Nb)0N mit einem Sauerstoff zu Stickstoffverhältnis 20:80 f ü r die Modifikation v o n Oberflächen m e c h a n i s c h belasteter I m p l a n t a t e aus Titanlegierungen v o r g e s c h l a g e n . Kriterien der E n t s c h e i d u n g sind die Korrosionsfestigkeit, die A d h ä s i - onsenergie u n d reproduzierbare, v e r f a h r e n s t e c h n i s c h ein- setzbare Beschichtungsparameter.

Ergebnisse

Haftfestigkeitsuntersuchungen

Die Haftfestigkeit des Schichtsystems (Ti, Nb)0N auf Ti w u r d e mittels eines modifizierten Scratch-Tests beurteilt [7].

Die S c h i c h t o b e r f l ä c h e w u r d e gegen eine Rockwell-Diamant- spitze (Radius = 0,2 mm) bewegt, wobei die kritische Last LK

bestimmt wurde, u n t e r der Schichtdelamination a u f t r i t t . Die kritische Last stellt eine Funktion der S c h i c h t - S u b s t r a t - H a f t - festigkeit u n d Härte des Substrates dar. Bei gleichem Sub- stratwerkstoff ist die Haftfestigkeit n ä h e r u n g s w e i s e p r o p o r - tional zu (LK)"2 [2].

Messungen an G r a d i e n t e n s y s t e m e n w u r d e n z u n ä c h s t an stickstoffgehärtetem Titan mit 1 p m dicken TiN-Schichten im Vergleich zu V e r b u n d s y s t e m e n aus gleich dicken TiN- Schichten auf u n g e h ä r t e t e m Titan d u r c h g e f ü h r t . Für erstere Systeme ergab sich eine Haftfestigkeit v o n 4 5 0 ± 5 0 MPa, f ü r letztere lag die Haftfestigkeit bei 2 5 0 ± 5 0 MPa. Eine Gradi- e n t e n b i l d u n g bezüglich der Härte im Substrat in der Nähe der S c h i c h t - S u b s t r a t - G r e n z f l ä c h e geht mit einer e r h ö h t e n Haftfestigkeit der Schicht einher.

Abriebfestigkeit

Das Abriebverhalten v o n o b e r f l ä c h e n m o d i f i z i e r t e m Titan w u r d e in A b r i e b r o l l p r ü f u n g e n (ball mill fretting test) c h a - rakterisiert. Dazu w u r d e n zylinderartige, an den Enden halb-

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Frank Macionczyk: Oberflächenmodifikation von Hüftendoprothesenschäften mit strukturierter (Ti, Nb)ON-Schicht

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kugelförmige Probekörper, Länge 14 mm, Durchmesser 5 mm, mit einem Reibmedium, Al203-Granulat „Korund", Korngröße 110 pm, in zylindrischen Behältern, Durchmesser 20 mm, einer Mühlbewegung ausgesetzt. Die Behälter rotier- ten um ihre Längsachse mit 150 U/min auf einer Rollprüf- maschine. Der Abrieb wurde anhand des Gewichtsverlustes der Proben bestimmt. Es zeigte sich, dass der Abrieb ent- sprechend dem Anteil der Schichtbedeckung der Probeno- berfläche reduziert wurde (Abb. 2).

die Wechsellastfestigkeit bei höheren Lasten mit zunehmen- der Härtung bzw. Versprödung der Oberfläche oder des oberflächennahen Bereichs durch Aufbringen von Hartstoff- schichten oder durch die Stickstoffdiffusionshärtung ab. Bei niedrigen Lasten ist die Wirkung der PVD-Oberflächenmodi- fikation gering und möglicherweise auf die geringe Schicht- dicke zurückzuführen.

Schichtbedeckung

— 0% —50%

Gewichtsänderung / Promille

Λ Λ

SK

0 2 0 4 0 6 0 8 0 100 120 Zeit / Tage

Schichtbedeckung (Ti.Nb)ON - 0 % - 5 0 % - 1 0 0 % - 1 0 0 %, N D H

Wechsellastzahl

Abb. 2: Relative Gewichtsänderung von Titanprobekörpern ohne (0 %) und mit partieller (Ti, Nb)ON-Schichtbedeckung (50 %) in Abriebrollver- suchen, Reibmedium Korund

Wechsellastfestigkeit

Die Wechsellastfestigkeit von unterschiedlich oberflächen- modifizierten Titan-Prüfkörpern wird in Umlaufbiegeversu- chen nach ISO 1143 geprüft. Die normgemäßen Proben wur- den einseitig eingespannt und am freien Ende belastet. Pro- benform und Verlauf der Biegespannung sind in Abbildung 3 dargestellt. Da die Proben bei geringen Belastungen inner- halb der Einspannvorrichtung brachen, wurde die Proben- form für Prüfungen an unbeschichteten Substratten modifi- ziert: der konische Verlauf wurde auf 15 mm verkürzt und war unmittelbar vor der Einspannung toroidal mit einem Fräsradius von 3 mm versehen.

Einspannung ψ

5,9 m m 5,0 mm 5,0 mm

3 2.5 2 1.5 1 0.5 0

Biegespannung χ Belastung / MPa Ν 3

2.5 2 1.5 1 0.5 0 3 2.5 2 1.5 1 0.5 0 3 2.5 2 1.5 1 0.5 0 3 2.5 2 1.5 1 0.5 0 3 2.5 2 1.5 1 0.5 0 3 2.5 2 1.5 1 0.5 0 3 2.5 2 1.5 1 0.5

0 10 20 30 40 50

Probenlänge / mm

Abb. 3: Form der Umlaufbiegeprüfkörper mit Biegespannungsverlauf Wöhlerkurven für unterschiedliche Probenbehandlungen sind in Abbildung 4 dargestellt. Erwartungsgemäß nimmt

Abb. 4: Dauerwechsellastfestigkeit aus Umlaufbiegeprüfungen. Prüfkörper ohne (0 %), mit strukturierter Schicht (50 %), mit geschlossener Schicht (100 96) und mit geschlossener Schicht plus vorheriger StickstofTdiflusi- onshärtungdOO %, N D H )

Dehnungsverhalten von Hüflendoprothesen im Modell Um eine Aussage über den Einfluss der Oberflächenmodifi- kation auf die mechanischen Eigenschaften des Hüftgelenk- schaftes machen zu können, wurde das Dehnungsverhalten ermittelt, das bei funktionstypischen Belastungen auftritt.

* Last Last •

Abb. 5: Schematische Darstellung der Probenposition fur Belastungsprü- fungen von zementierten Hüftendoprothesen In künstlichen Oberschen- kelknochen, linkes Bein

Die Hüftendoprothesen wurden in künstliche Hüftknochen [B], Zug-Elastizitätsmodul 18,6 GPa, Biege-Elastizitätsmodul 14,2 GPa, mit Polymethylmetakrylat (PMMA) einzementiert.

Als Prothesen wurden die Modelle

„Original Straight Stem, Μ. Ε. Müller" [C] aus Ti-6Al-7Nb und „Permalock" [C] aus Ti-6A1-4V in vergleichbarer Länge verwendet. In einer Druckprüfeinrichtung, Zwick 1445 [D], wurden die Proben mit 3 kN belastet. Die Probenstellung

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Abb. 6: Position von Dehnungsmessstreifen (DMS) auf einer Hüftendo- prothese. Bemaßung in mm

entsprach der eines „Einbeinstands mit leicht gebeugtem Knie" zur Erzeugung eines, der Anatomie entsprechenden, starken Belastungszustandes. Der Neigungswinkel der Pro- ben zur Krafteinleitungsrichtung erfolgte in Anlehnung an den Lastfall „Einbeinstand" nach Pauwels [9] und der Prüf- nonn für Kopf-Schaftprothesen ISO 7206 (Abb. 5). Mit Deh- nungsmessstreifen, die auf der Prothesenoberfläche appli- ziert waren, wurden die relativen Dehnungen der Prothesen- stiele distal, mittig und proximal, jeweils an Außen- und In- nenschulter, gemessen (Abb. 6). Maximale Dehnungen tra- ten in Längsrichtung der Schäfte auf. Die Ergebnisse sind in Tabelle 1 zusammengefasst.

Mit einem Elastizitätsmodul von 110 GPa ergibt sich für den Maximalwert der Dehnung, -0.351 °/o, eine nach dem hooke- schen Gesetz berechnete Biegespannung von 386 MPa.

Diskussion

Die Oberflächenmodifikation aus (Ti,Nb)0N auf Titanbasisle- gierungen erhöht die Verschleissfestigkeit bei Relativbewe- gungen in einem abrasiven Milieu. Die Minderung wird vom Anteil der Bedeckung der Oberfläche durch die Hartstoff- schicht bestimmt. Die Abriebprüfergebnisse lassen sich nicht direkt auf in-vivo-Bedingungen übertragen. Einerseits wir- ken bei Relativbewegungen zum Knochen oder zu Knochen- zement höhere Kräfte als im Simulationsversuch, anderer- seits lässt sich mit unterschiedlichen Schmierstoffen rechnen und der Reibpartner besitzt eine niedrigere Härte als Korund.

Ersteres erhöht, letztere verringern den Abrieb. So erniedrigt sich der Verschleiß bei 120-tägiger Prüfung in Kochsalzlö- sung getränktem Korundpulver auf nicht mehr messbare Werte.

Die Wechsellastfestigkeit wurde durch eine geschlossene Modifizierung der Oberfläche mit (Ti,Nb)0N bei niedrigen Lasten nicht beeinträchtigt. Höhere Belastungen dagegen re- duzieren die Wechsellastfestigkeit. Dies wird verständlich, wenn berücksichtigt wird, dass die kritische Spannung für die Rissausbreitung in einer harten Schicht auf einem im Vergleich dazu weichen Substrat von der Schichtdicke ab- hängt [1, 3, 5, 6], Bei ausreichend dünnen Schichten und ausreichend geringen Spannungen findet eine Rissausbrei- tung in der Schicht nicht statt.

Bei hohen Belastungen erniedrigt eine auf die Oberfläche des Implantats aufgebrachte geschlossene Hartstoffschicht die Wechsellastfestigkeit. Die Ursache liegt im Reißen des Schichtwerkstoffs, der gegenüber dem Implantatmaterial eine geringere Duktilität aufweist. Die Spannungsüber- höhung führt zur Rissausbreitung und zum Bauteilversagen unter Wechsellast. Die Wechsellastfestigkeit wird auch bei hohen Belastungen nicht erniedrigt, wenn die Oberflächen- modifikation nicht geschlossen, sondern strukturiert aufge- bracht wird. Eine Rissausbreitung in den partiellen Be- schichtungsarealen wird unterdrückt. Ursache ist die elasti- sche Aufnahme der bei Biegung auftretenden Zug- und Druckspannungen in den unbeschichteten Arealen. Damit erhöht die strukturierte Modifikation nachweislich die Ver- schleißfestigkeit von Titanlegierungen bei Relativbewegun- gen gegen Reibpartner ohne die Wechsellastfestigkeit des Substratwerkstoffs zu erniedrigen. Das Strukturmuster kann unterschiedlich sein. Die Erprobung von Variationen steht noch aus.

Die Versprödung des oberflächennahen Bereichs der Sub- strate durch Stickstoffdiffusionshärtung hat eine Minderung der Wechsellastfestigkeit zur Folge. Das Entwicklungspoten- zial dieser Methode zur Haftfestigkeitserhöhung ist jedoch noch nicht ausgeschöpft, sodass in der Zukunft bessere

Kompromisse zwischen Schicht- und Sub- stratstabilität zu erwarten sind. Auch wur- den die materialkundlichen Prüfungen sämtlich an Substraten aus Titan durch- geführt, dem Implantatmetall mit der größten Wechsellastempfindlichkeit, um die Wechsellastfestigkeit beeinflussende Effekte deutlich werden zu lassen. Bei Tit- anlegierungen mit höherer Wechsellastbe- ständigkeit kann die Bedeutung der Diffu- sionshärtung für diese Materialeigen- schaft geringer sein. Die Dehnungsmes- sungen an den Implantat-Knochen-Mo- dellen ergaben bei Belastungen, die etwa dem dreifachen normalen Körpergewicht entsprachen, maximale Spannungswerte, die zum Teil über der Dauerwechsellastgrenze von Titan (200-230 MPa) aber unterhalb der von Ti-6AL-4V oder Ti- 6Al-7Nb (400-600 MPa, j e nach Oberflächenvorbehandlung) lagen.

Abstract

Micro motion at the implant/bone or implant/cement inter- face at hip endoprostheses, made of titanium based alloys, generates abrasion products that are assumed to be the cause for cell reaction leading to osteolysis followed by aseptic implant loosening. The relative motion depends on the load and dynamic of the patient as well as the design, composition, and pre-treatment of the implant. Besides ad- justing the design to the material an adequate surface modi- fication is the key for long-term stability of the prostheses.

A structured surface modification of (Ti, Nb)0N film patches Prothesentyp, Richtung, Position proximal mittig distal

Permalock, längs, außen 0,149 0,168

Permalock, längs, innen -0,296 -0,351 -0,248

Müller, längs, außen 0,098 0,156

Müller, längs, innen -0,205 -0,298 -0,187

Tab. I: Lokale Dehnung (%) von zementierten Hüftendoprothesen bei 3 kN Druckbelastung im Modellversuch

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Frank Macionczyk: Oberflächenmodifikation von Hüftendoprothesenschäften mit strukturierter (Ti, Nb)ON-Schicht

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has been developed to (1) reduce the generation of abrasion and corrosion products at prostheses stems and at the same time to (2) maintain the endurance of the implant. The wear and endurance of samples with structured surfaces are com- pared with samples having no or unstructured surface modi- fications and also with samples that were nitrogen diffusion hardened. Wear was found to be proportional to the modi- fied surface area. The endurance was the same for substrates with structured and unmodified surfaces and was lower for those with unstructured coatings and for diffusion hardened substrates. The transmission of external forces into the coa- ting is smaller for separate film patches than for unstructu- red films. Therefore, crack generation in the patches is sup- pressed. To classify the significance of the endurance results the strain of loaded hip prostheses was determined. Strain gauges were applied on the stem of the implant and the prostheses were cemented into artificial bones. The maxi- mum tension at a load of 3 kN reached 390 MPa.

Danksagung

Die Prüfungen zum Dehnungsverhalten der Hüftendoprothe- sen fanden in Zusammenarbeit mit Herrn Dr. med. A. Distler und Herrn Prof. Dr. med. G. Zeiler, Orthopädische Klink Schwarzenbruck, statt. Für die Bereitstellung des Probenma- terials sowie die Präparation der Modellknochen und die Ze- mentierung der Hüftendoprothesen gilt ihnen herzlicher Dank.

Literatur

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[8] Mostardi, R. Α., Meerbaum, S. 0., Kovacik, M. W„ Gradi- sar, I. A. Jr.: In-vitro response of human fibroblasts to com- mercially pure titanium. J. Biomedical Mat. Res. 47 (1):

6 0 - 6 4 , 1999

Dr. Frank Macionczyk

Korrespondenzanschrift:

Dr. Frank Macionczyk Abteilung für Experimentelle Zahnmedizin

Universität Würzburg Pleicherwall 2 97070 Würzburg

Akademischer Lebenslauf

1987-1994 Diplomstudiengang Physik an der Gesamt- hochschule Universität Kassel. Experimentel- le Diplomarbeit auf dem Gebiet der Physik dünner Schichten mit dem Thema: Mechani- sche Spannungen in dünnen Ti-, TiNx- und Ti02-Aufdampfschichten. Während der Di- plomzeit Forschungsaufenthalt im Otto- Schott-Forschungszentrum in Mainz.

1 9 9 4 - 1 9 9 7 Wissenschaftlicher Mitarbeiter am Institut für Festkörper- und Werkstoffforschung Dresden mit dem Arbeitsschwerpunkt me- chanische Eigenschaften dünner Metalli- sierungsschichten.

1999 Promotion an der Fakultät Mathematik und Naturwissenschaften der Technischen Uni- versität Dresden. Thema der Dissertation: Be- stimmung mechanischer Kennwerte dünner Al- und AICu-Schichten auf Polymidfolien durch Zugversuche.

Seit 1998 Wissenschaftlicher Mitarbeiter und Assistent in der Abteilung für Experimentelle Zahnme- dizin der Bayerischen Julius-Maximilians- Universität Würzburg. Wissenschaftliche Ar- beitsg ebiete: PVD-Oberflächenmodifikation von Implantatmaterialien und Schichtanaly- tik.

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"ARBEITEN

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Hersteller-Verweise

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[B] S a w b o n e s , S - 2 1 6 1 6 Limhamn, Schweden [C] Sulzer Ltd, CH-8401 W i n t e r t h u r , Schweiz [D] Zwick / M a t e r i a l p r ü f u n g , D - 8 9 0 7 9 Ulm

2 Q BlOmaterialien 2 (l), 2001