metody wytwarzania powłok hydroksyapatytowych na stopach z tytanu

metody wytwarzania powłok hydroksyapatytowych na stopach z tytanu

METODY WYTWARZANIA POWŁOK
HYDROKSYAPATYTOWYCH NA STOPACH Z TYTANU
mgr inż. Anna Puchalska
ABSTRAKT
Biomateriały metaliczne mają najdłuższą historię wśród różnych biomateriałów. Stal
austenityczna została po raz pierwszy z sukcesem użyta w dziedzinie chirurgii. Następnie
vitalium - stop kobaltu został w praktyce zastosowany. Tytan i jego stopy to najnowsze z
tych trzech wymienionych biomateriałów. Zyskują one coraz więcej uwagi wśród naukowców
z dziedzin biomedycyny czy dentystyki ze względu na swoją wspaniałą biozgodność, lekki
ciężar, wysoką odporność na korozję, etc. Tytan jest głównie stosowany jako implant
zastępując uszkodzoną twardą tkankę, na przykład w sztucznych stawach biodrowych,
kolanowych, implantach dentystycznych.
Przez ostatnie 30 – 40 lat obserwuje się postęp w dziedzinie materiałów medycznych, a w
szczególności materiałów ceramicznych, którego celem jest naprawa szkieletu oraz jego
rekonstrukcja. Materiały w tej klasie implantów medycznych są często określane jako
bioceramiki. Materiały bioceramiczne są obecnie używane w całej gamie różnych zastosowań
w obrębie całego ciała. Ze względu na typ bioceramiku oraz jego interakcję z tkanką
gospodarza można je podzielić na bioinertne i bioaktywne. Przykładem bioceramiku o
szerokim zastosowaniu jest hydroksyapatyt.
WSTĘP
Wśród biomateriałów stosowanych do implantów medycznych można wyróżnić dwa główne
rodzaje, a mianowicie
biomateriały metaliczne i biomateriały ceramiczne, inaczej
bioceramiki.
Biomateriały metaliczne mają najdłuższą historię wśród różnych biomateriałów. Stal
austenityczna została po raz pierwszy z sukcesem użyta w dziedzinie chirurgii. Następnie
vitalium - stop kobaltu został w praktyce zastosowany. Tytan i jego stopy to najnowsze z
tych trzech wymienionych biomateriałów. Zyskują one coraz więcej uwagi wśród naukowców
z dziedzin biomedycyny czy dentystyki ze względu na swoją wspaniałą biozgodność, lekki
ciężar, wysoką odporność na korozję, etc. Tytan jest głównie stosowany jako implant
zastępując uszkodzoną twardą tkankę, na przykład w sztucznych stawach biodrowych,
kolanowych, implantach dentystycznych.
Przez ostatnie 30 – 40 lat obserwuje się postęp w dziedzinie materiałów medycznych, a w
szczególności materiałów ceramicznych, którego celem jest naprawa szkieletu oraz jego
rekonstrukcja. Materiały w tej klasie implantów medycznych są często określane jako
bioceramiki. Materiały bioceramiczne są obecnie używane w całej gamie różnych zastosowań
w obrębie całego ciała. Ze względu na typ bioceramiku oraz jego interakcję z tkanką
gospodarza można je podzielić na bioinertne i bioaktywne. Przykładem bioceramiku o
szerokim zastosowaniu jest hydroksyapatyt.
1. BIOMEDYCZNE ZASTOSOWANIA TYTANU I JEGO STOPÓW
Materiały w biomedycynie obejmują stosunkowo szerokie spektrum zastosowań i muszą
wykazywać określone właściwości. Najważniejszą właściwością materiałów używanych do
wytwarzania implantów jest biozgodność, po której w następnej kolejności jest odporność na
korozję. Głównymi biomateriałami wykonanymi z metalu są: stal hartowana, stopy kobaltu, a
także tytan i jego stopy. Tytan jest stosunkowo najnowszym osiągnięciem w dziedzinie
biomedycyny i dentystyki, gdzie jest z powodzeniem stosowany [1,2].
1.1 ZASTOSOWANIE TYTANU W BIOMEDYCYNIE I JEGO BIOZGODNOŚĆ
Stopy tytanu wydają się być najbardziej pożądanym materiałem w biomedycynie. W tej
dziedzinie są one używane w implantach zastępujących uszkodzoną twardą tkankę.
Przykładami tych zastosowań są sztuczne stawy biodrowe, kolanowe, sztuczne zastawki
serca, rozruszniki. Ti – 6Al – 4V długo pozostawał głównym stopem tytanu stosowanym w
medycynie. Jednakże, dla permanentnych zastosowań wydaje się on być niewłaściwy ze
względu na toksyczny efekt uwalniania się wanadu lub aluminium do organizmu. Stąd,
wprowadzono ostatnio do dziedziny implantów stopy wolne od obecności tych pierwiastków.
Te nowe stopy to: Ti-6Al -7Nb, Ti – 13Nb – 13 Zr i Ti-12Mo – 6Zr. Warto nadmienić, że
przeprowadzono olbrzymią ilość eksperymentów w instytucjach akademickich i przemyśle na
całym świecie w ciągu ostatnich 50-ciu lat. Badania te wykazały, że wspaniała biozgodność
tytanu jest związana z jego tlenkami. Badania in vivo przeprowadzone przez Johanssona [1]
na zwierzętach wykazały, że tlenki tytanu mogą różnić się od biomateriałów metalicznych
takich jak Ti – 6Al – 4V, stopów Co-Cr czy też stali hartowanej. Powierzchnią kontaktu
implantu tytanu i kości jest cienka warstwa proteoglikanu. Komercyjnie czysty tytan (PTI)
wydaje się być najlepszym biozgodnym materiałem, ponieważ jego właściwości
powierzchniowe mają rezultat w postaci spontanicznego nabudowania się stabilnej inertnej
warstwy tlenkowej. Głównymi fizycznymi właściwościami tytanu odpowiedzialnymi za
biozgodność i niski poziom elektrycznego przewodzenia ( ang. electronic conductivity),
wysoka odporność na korozję, osiąganie stanu termodynamicznego przy fizjologicznej
wartości pH, niska tendencja do wytwarzania jonów w środowisku wodnym i izoelektryczny
punkt tlenku o wartości 5-6. Ponadto, powierzchnia pokryta pasywną warstwą jest tylko
minimalnie negatywnie naładowana przy pH fizjologicznym, a tytan ma stałą elektryczną
porównywalną do wody. Tytan znalazł także zastosowanie w dziedzinie implantów
dentystycznych [1,3] takich jak:
- implanty zintegrowane z kością (Rys. 1)
- implant dentystyczny o dobrej zwilżalności (Rys. 2)
- mini-implant dla celów ortodoncji (Rys. 3)
- implant żuchwowy (Rys. 4).
Rys. 1. Przykłady dentystycznych implantów komercyjnych (implanty zintegrowane z kością)
[1]
Rys. 2. Implant dentystyczny o dobrej zwilżalności [1]
Rys. 3. Przykład mini-implantu dla celów ortodoncji [1]
Rys. 4. Implant żuchwowy [1]
1.2. CYTOTOKSYCZNOŚĆ A KRYTERIA DOBORU MATERIAŁÓW
Jeśli chodzi o selekcję pierwiastków do implantów tytanowych, wybór powinien się opierać
na nietoksycznych pierwiastkach. Przykłady cytotoksyczności pierwiastków zostały pokazane
na Rys. 5 [1,4], podczas gdy względna szybkość wzrostu komórek L-929, współczynnik
fibroblastycznego wzrostu dla różnych czystych pierwiastków, dane odnoszące się do
odporności na korozję, a także biozgodność czystych metali i reprezentanci biozgodnych
materiałów są przedstawione na Rys. 6 [1,5].
Z drugiej strony, alergia na metale jest obecnie także poważnym problemem. Dla przykładu w
Europie około 20% młodych kobiet i 4% młodych mężczyzn cierpi na alergię na nikiel. Trend
ten wzrósł bardzo szybko zarówno dla mężczyzn, jak i dla kobiet, co zostało przedstawione
na ryc. 7 [1]. Alergia na metal jest spowodowana przez jony metali uwolnione ze stopu przez
pot lub inne płyny organizmu. W dentystyce Co, Cr i Ni powoduję także alergię, a
zastosowanie niklu zostaje stopniowo zredukowane.
Dane wskazują na to, że ostatnio stosowane stopy tytanu w biomedycynie są nietoksyczne i
nie wywołujące alergii. Natomiast, Nb, Ta i Zr wydają się być najbezpieczniejszymi
pierwiastkami stosowanymi w implantach tytanu [1,6].
Rys. 5. Cytotoksyczność czystych metali [1]
Rys. 6. Zależność między odpornością na polaryzację a biozgodnością czystych metali, stopu
Co-Cr i stali hartowanej SUS316L i SUS304L [1].
Rys. 7 Sensybilizacja niklu w populacji [1]
1.3 MECHANICZNE WŁAŚCIWOŚCI STOPÓW TYTANU
Tytan (Ti) jest pierwiastkiem o masie atomowej 47,9 [g/mol] i liczbie atomowej 22. Warto
nadmienić, że istnieje 6 izotopów tytanu o masie atomowej 44 oraz od 46 do 50 [1]. Tytan
należy do pierwiastków metali przejściowych. Jeśli chodzi o fizyczne właściwości tytanu, to
ma on gęstość [g/cm3] równą 4,54, temperaturę topnienia 1668 C a wrzenia 3260 C. Moduł
Younga dla tytanu osiąga wartość 105 [GPa], a opór elektryczny [Ώm 10-6] to 42.0. Ponadto,
istnieją dwie odmiany tytanu α i β. Stopy tytanu mogą być podzielone na stopy jednofazowe α
i β oraz dwufazowe α + β [1,7] zależnie od rodzaju struktur i składu chemicznego.
Właściwości sprężystości tytanu zostały przedstawione w Tabeli 1. Moduły plastyczności
stopów tytanu są znacznie niższe niż te charakterystyczne dla innych biomateriałów
metalicznych. Niemniej jednak są one wyższe niż moduły kości [1,8]. Podobnie odporność
zmęczeniowa stopów tytanu została pokazana w Tabeli 1 [1,9]. W Tabeli 1 zawarto także
dane odnoszące się do wytrzymałości na rozciąganie i inne.
2 BIOAKTYWNA MODYFIKACJA POWIERZCHNI STOPÓW TYTANU DLA
ZASTOSOWAŃ BIOMEDYCZNYCH
Stopy tytanu wykazują największą biozgodność wśród biomateriałów metalicznych dla
zastosowań biomedycznych. Aby dalej ulepszyć ich biozgodność stosuje się metody
inżynierii powierzchni, a także łączy się je z biowarstwami takimi jak fosforan wapnia czy
hydroksyapatytami [1,10].
Metody obróbki powierzchni można podzielić na suche i mokre [1]. Do procesów suchych
można zaliczyć procesy bezpośredniego i pośredniego formowania HAP. Dla przykładu, do
metod bezpośrednich zaliczamy spryskiwanie plazmowe (plasma spray), Ion plating, [1,11],
magnetronowe rozpylanie (ang. Magnetron sputtering), PLD (ang. Pulse Laser Deposition
[1,12], metodę IBDM (ang. Ion beam dynamic mixing), gdzie warstwa hydroksyapatytu
tworzy się bezpośrednio na powierzchni stopu tytanu. Do metod pośrednich zaliczymy na
przykład implantację jonów wapnia [1,13].
Procesy mokre także możemy podzielić na bezpośrednie i pośrednie. Metody bezpośrednie to
na przykład obróbka elektrochemiczna [1]. Do metod pośredniego tworzenia warstwy HAP
możemy zaliczyć obróbkę zasadową [1,14].
3 ROZWÓJ W DZIEDZINIE BIOCERAMIKÓW W OSTATNICH CZTERECH
DEKADACH XX WIEKU
Przez ostatnie 30 – 40 lat nastąpił postęp w rozwoju materiałów medycznych. W
szczególności obserwuje się go w dziedzinie materiałów ceramicznych stosowanych dla
reparacji i rekonstrukcji szkieletowych. Materiały obecne w tej klasie implantów medycznych
są określane jako bioceramiczne [2,15].
Bioceramiki znalazły obecnie wielorakie zastosowanie w obrębie całego ciała. Ze względu na
typ zastosowanego bioceramiku, jak i jego interakcję z tkanką gospodarza możemy je
podzielić na bioinertne lub bioaktywne, a te z kolei mogą podlegać, bądź nie podlegać
resorpcji. Materiały te to np.: materiały polikrystaliczne, szkło, szklana ceramika lub
zawierające elementy ceramiczne bioaktywne kompozyty.
Dziesięciolecia po 1960 roku są uważane za bardzo znaczące w dziedzinie rozwoju
bioceramików i obfitują w różne osiągnięcia naukowe w tej dziedzinie. Jest wiele różnych
nazwisk naukowców, którzy przyczynili się do znaczących odkryć w tej dziedzinie, a są to:
Profesorowie Bonfield, Hench, De Groot i Kokubo z takimi profesorami jak Zhong, Aoki i
Jascho z Anglii, Europy, USA, Japonii i Chin [2,16].
3.1 BIOGLASS®
Uważa się, że historia Bioglassu zaczęła się w 1967 roku, kiedy to profesor Larry Hench
dowiedział się o olbrzymich kosztach zranień odniesionych w Wietnamie rozumianych w
sensie amputacji. Pojawiła się latem potrzeba rozwoju w dziedzinie materiałów, które by
pomogły w naprawie tkanek poprzez tworzenie z nimi bezpośrednich wiązań [2,17].
We wczesnych latach 70 – tych Hench i współpracownicy [2] wykazali, że poszczególne
składy układów Na2O – CaO – P2O5 – SiO2 z dodatkiem B2O3 i CaF2 tworzą silne, spójne
wiązania z kością. Wykres fazy równowagi dla Na2O – CaO – SiO2 pokazuje potrójną
eutektykę blisko 45 S 5 składu (45 reprezentujące 45% udziału SiO2, S – tworząca sieć, a 5 –
reprezentującą stosunek CaO do P2O5). Układ ten stanowił początkową bazę do selekcji
badawczej [2,18].
Testy in vitro wykazały, że skład 45 S 5 Bioglass® przechodzi reakcję powierzchniową, która
zachodzi bardzo szybko. Reakcja powierzchniowa jest skomplikowanym wieloetapowym
procesem, którego wynikiem jest tworzenie się warstwy biologicznie aktywnego hydroksy –
węglano apatytu (HCA). Ta faza HCA jest chemicznie i strukturalnie podobna do fazy
mineralnej w kości i stąd dostarcza ona bezpośredniego wiązania, łączącego tkankę
gospodarza z implantem [2,19].
Hench dostarczył także nowego zrozumienia zachowania bioaktywnych materiałów w
implantach. Zdefiniował on dwie klasy materiałów bioaktywnych (A i B), które
charakteryzują się znaczną szybkością naprawy regeneracji kości. Klasę A tworzą materiały,
które prowadzą do osteokondukcji (osteoconduction) (wzrost kości wzdłuż obszaru kontaktu
kości a implantu) oraz osteoprodukcji jako rezultatu szybkiej reakcji na powierzchni implantu
[2,20].
Bioaktywność klasy B zachodzi, kiedy występuje osteokondukcja.
W 1981 roku dr June Wilson odkryła, że oprócz tworzenia się wiązania z kością także
miękkie tkanki tworzą wiązanie z Bioglassem [2,21].
3.2 A – W – SZKŁO – CERAMIKA.
Mniej więcej w tym samym czasie, co oryginalne prace nad Bioglassem, Kokubo i
współpracownicy pracowali nad nowym szklano – ceramicznym materiałem w Japonii i jako
pierwsi ogłosili wyniki dotyczące produkcji i zachowania A – W – szklano – ceramicznego
materiału w 1982 roku [2,22].
Apatytowo – Wollastanitowy (A – W) szklany materiał ceramiczny stał się jednym z
najbardziej badanych szklanych ceramików jako materiału zastępującego kość. Gęsty i
jednorodny kompozyt został otrzymany po obróbce cieplnej „rodzicielskiego szkła”, które
składało się w 38% z oksyfluoroapatytu [Ca10(PO4)6(O,F)2] i 34% β – wollastanitu
[CaO*SiO2] w postaci kryształu, mającego wymiary 50 – 100 µm w szklanej matrycy MgO –
CaO – SiO2. Apatyto – Wollastanitowy szklany ceramik jest połączeniem małych cząsteczek
apatytu wzmocnionych wollastanitem. Łączy on wysoką bioaktywność z odpowiednimi
właściwościami mechanicznymi [2,23].
3.3 FOSFORANY WAPNIA.
Mineralnym kompozytem kości jest fosforan wapnia. Istnieje rodzina fosforanów wapnia i
właściwości każdego z tych związków może być scharakteryzowana według zawartości
wapnia do jonów fosforu w jego strukturze. Jednym z najczęściej używanych syntetycznych
ceramików wapniowo – fosforowych jest hydroksyapatyt. Ze względu na podobieństwo do
nieorganicznych składników twardych tkanek HA ze swoim wzorem chemicznym
Ca10(PO4)6(OH)2 ma następujący teoretyczny skład: 39,68% wapń, 18,45% fosfor; stosunek
wagowy Ca/P = 2,151 i molowy Ca/P = 1,667. wykazuje on wyższą stabilność w środowisku
wodnym niż inne wapniowo - fosforanowe ceramiki w zakresie pH od 4,2 do 8,0.
Trójfosforan wapnia (TCP) jest materiałem bioceramicznym ze wzorem chemicznym
Ca3(PO4)2. TCP rozpuszcza się w środowisku fizjologicznym i może być zastąpiony przez
kość podczas implantacji. Stechiometria HA ma duże znaczenie, gdzie wymagana jest
termiczna obróbka materiału [2,24].
Jeżeli stosunek Ca/P jest niższy niż 1,67, wtedy alfa lub beta trójfosforan wapniowy jest
obecny po obróbce. Jeżeli, natomiast, stosunek Ca/P jest wyższy niż 1,67, wtedy tlenek
wapnia (CaO) może być obecny razem z fazą hydroksyapatytu. Te fazy mogą być szkodliwe
podczas biologicznej odpowiedzi na implant in vivo [2,25].
3.4 WARSTWY HA PODDANE OBRÓBCE PLAZMOWEJ.
W latach 80 – tych De Groot i współpracownicy opublikował swoją pracę na temat rozwoju
implantów hydroksyapatytowych poddanych obróbce plazmowej. W tym samym czasie
Furlang i Osborn, dwoje wiodących chirurgów w ortopedii, rozpoczęli wszczepianie
implantów, w których hydroksyapatyty zostały poddane obróbce plazmowej (ang. plasma
spray) [2,26].
Wiele czynników wpływa na właściwości warstw HA poddanych obróbce plazmowej
włączając w to grubość warstwy ( będzie ona wpływać na adhezję i utrwalenie);
krystaliczność ( wpływa na rozpuszczalność i zachowanie biologiczne); czystość faz,
chemiczną czystość, porowatość i adhezję [2,27].
3.5 FOSFORANY WAPNIA JAKO WYPEŁNIENIA W KOMPOZYTACH.
W latach osiemdziesiątych i dziewięćdziesiątych Bonfield i wsp. uświadomili sobie potencjał
zastosowania fosforanów wapnia jako wypełnienia w kompozytach o polimerowej matrycy.
Mieli oni na celu ulepszenie mechanicznych właściwości ceramików HA. Bazując na
koncepcji, że struktura kości zawiera mineralne kryształy zawarte w matrycy kolagenowej
opracowali oni metodę wyciskania kompozytów o polietylenowej matrycy o wysokiej
gęstości z jednorodnie rozłożonym hydroxyapatytem na mikronową skalę.
Wytworzenie materiału zostało uwieńczone sukcesem i wprowadzono go na rynek pod nazwą
HAPEX , a także zastosowano w implantach w uchu środkowym.[2,28]
3.6 CEMENTY KOSTNE FOSFORANÓW WAPNIA.
Cementy kostne fosforanów wapnia po raz pierwszy pojawiły się w literaturze w latach
osiemdziesiątych i wykazują one potencjał dla formowania in situ (ang. in situ moulding) oraz
wtryskiwalność (ang. injectability) [2,29].
4.OBECNE BADANIA I ROZWÓJ W DZIEDZINIE MATERIAŁÓW
BIOCERAMICZNYCH
4.1.FOSFORANY
TKANKOWEJ
WAPNIA
DLA
PRZESZCZEPÓW
KOŚCI
INŻYNIERII
Wzrost w dziedzinie biomedycznych zastosowań ceramiki bioaktywnej następuje
równocześnie z zainteresowaniem inżynierią tkankową. Jest to proces, w którym komórki są
dostarczone do poszczególnych miejsc za pomocą tzw. rusztowania [2,30].
4.2.CHEMICZNIE I FIZYCZNIE MODYFIKOWANY HYDROKSYAPATYT
Implanty hydroksyapatytowe mają jedyną wadę, a mianowicie w porównaniu z bioaktywnym
szkłem i ceramiką szklaną, szybkość wiązania się kości po przeszczepie jest względnie niska.
Stąd, prowadzi się badania w zakresie ulepszenia integracji HA z kością poprzez włączanie w
implant HA takich biologicznych struktur jak czynniki wzrostu, białka i komórki. HA może
być także modyfikowany chemicznie, np. dodając krzem [2,31].
4.3.CIENKIE WARSTWY FOSFORANU WAPNIA
Chociaż warstwy poddane obróbce plazmowej spełniają swoją rolę, ich grubość czasami
prowadziła do problemów z siłą nacisku pomiędzy warstwą a substratem. Z tego powodu inne
techniki zostały opracowane – niskotemperaturowe oraz cienkowarstwowe, takie jak
elektroforeza, zol – żel, elektrochemiczna, biomimetyczna, elektrodynamiczna,
magnetycznego rozpylania jonowego oraz podobnych do kości warstw apatytowych przez
traktowanie tzw. Simulated Body Fluid. [2,32]
5.HYDROKSYAPATYT
5.1DEFINICJA I WŁAŚCIWOŚCI
Hydroksyapatyt, fluoroapatyt, monetyt, czterofosforan wapnia, fosforan wapnia
ośmiopodstawiony należą do rodziny minerałów znanych jako apatyty. Materiały te mają
podobną budowę (układ heksagonalny, P63/m) i wzór X3Y2(TO4)Z. Apatyty, które są
stosowane w medycynie dentystycznej mają następującą budowę X=Y=Ca, T=P i Z=OH. Z
wyżej wymienionych materiałów, hydroksyapatyt Ca10(PO4)6(OH)2 cieszy się największą
popularnością. Stosunek wapnia do fosforu wyznacza aktywność tych minerałów w
organizmie ludzkim. W czystych substancjach stosunek wapnia do fosforu przyjmuje wartości
w przedziale od 0,5 do 2,0 [2; 33]. Hydroksyapatyt ma stosunek wapnia do fosforu o wartości
1,67 [2;34]. Tabela 1 zawiera kilka fizycznych właściwości dla hydroksyapatytu. Krystaliczny
proszek tego materiału może być otrzymany z zastosowaniem wodnego wytrącania (ang.
aqueous precipitation) i procesów w tzw. stanie stałym (ang. solid state processes). Badania z
zastosowaniem promieniowania Rentgena oraz spektroskopii w podczerwieni wykazały, że
hydroksyapatyt ulega pełnej hydroksylacji po spiekaniu (ang. sintering) w temperaturze
900oC. Odwracalny proces dehydroksylacji może zajść jeżeli temperatura spiekania jest
wyższa niż 900oC. Niewielkie odbiegnięcie od wartości stosunku wapnia do fosforu równe
1,67 może zachodzić podczas obróbki termicznej, co może prowadzić do powstania α –
fosforanu wapnia, β – fosforanu wapnia i innych [2, 35].
Tabela 1 Fizyczne właściwości hydroksyapatytu [2].
Właściwość
Gęstość [g/cm3]
Moduł Younga [GPa]
Twardość Knoopa [MPa]
Wytrzymałość na rozciąganie [MPa m-2]
Współczynnik Poissona
Rozszerzalność cieplna [ x10-6K-1]
Temperatura topnienia [oC]
Ciepło właściwe [cal g-1 K-1]
Przewodność cieplna [Wcm-1 K-1]
Typowa wartość
3,15
85 - 90
3450
120
0,3
11
1660
0,15
0.01
5.2 HYDROXYAPATYTY NA WARSTWACH WĘGLOWYCH
Ze względu na łamliwość syntetycznego hydroksyapatytu, bioceramik ten można zastosować
jako warstwę lub w warunkach braku obciążenia. Jednakże, ze względu na jego wspaniałą
biozgodność, podejmuje się próby ulepszenia także jego właściwości mechanicznych. Jedną z
możliwych metod jest wzmocnienie hydroksyapatytu cząsteczkami [2]; krótkimi lub długimi
włóknami. Wzmocniony hydroksyapatyt powinien mieć znacznie zmienioną odporność
zmęczeniową ( ang. wear resistance) w porównaniu z nie wzmocnionym bioceramikiem.
Udowodniono także, że wzmocnienie hydroksyapatytu w 20% objętości warstwami
węglowymi ulepsza odporność bioceramiku na mikrościeranie (ang. microabrasion). Warstwy
węglowe wykazują ponadto wyższą tolerancję na uszkodzenia [2,36].
6.METODY WYTWARZANIA HYDROKSYAPATYTU
6.1METODY OBRÓBKI CIEPLNEJ (ANG. THERMAL SPRAY)
Metody rozprysku termicznego, czy jest to tzw. FS (ang. flame spraying), HVOF (ang. high
velocity oxygen fuel), czy APS (ang. atmospheric plasma spraying) wymagają dużego
nakładu energetycznego, kiedy proszek przechodzi przez strefę termiczną. Jednocześnie
cząsteczki są przyspieszane do dużych prędkości, po czym następuje tzw. okres mechaniczny,
który jest wymagający pod względem energetycznym, kiedy to stopiony ceramiczny materiał
uderza strefę docelową. Całkowity czas pozostawania cząsteczki w źródle wynosi mniej niż
1ms.
Zastosowania tych trzech procesów pozwala na wytworzenie warunków takich jak: niska
temperatura i niewielka prędkość (FS), duża prędkość i niska temperatura (HVOF) oraz
wysoka temperatura i niska prędkość (APS) [3,37].
Analiza warstw hydroksyapatytu uformowanych za pomocą tych metod obejmuje dyfrakcje
promieniami Rentgena (dla wykazania mikrostruktury warstw i obecności materiału
amorficznego). Podobnie stosuje się spektroskopię w podczerwieni. Należy nadmienić, że
fazy wtórne, które mogą się pojawić to trójfosforany wapnia (α lub β). Podczas swojej
aktywności mogą one zapewnić długotrwałą stabilność warstwy w porównaniu do HA,
ponieważ mają one wyższą rozpuszczalność. Obecność amorficznego HA w warstwie dalej
zwiększa jej rozpuszczalność i może prowadzić do jej degradacji [3,38].
6.2ROZPRYSKIWANIE PLAZMOWE (ANG. PLASMA SPRAY).
Rozpryskiwanie plazmowe jest jedną z metod stosowanych w celu otrzymania ceramicznych
warstw na metalowych substratach. Podczas rozpryskiwania plazmowego proszek HA jest
topiony w bardzo wysokiej temperaturze. Temperatura płomienia plazmowego jest dużo
wyższa niż punkt topnienia HA (1550oC). Dlatego zmiany w fazach składnikowych i
krystaliczność są nie do uniknienia. Możliwe do zaistnienia fosforany wapnia w warstwach
HA to: krystaliczny HA, tlenek wapnia (CaO), faza amorficzna α i β trójfosforanu wapnia
(TCP) α,β – Ca3(PO4)2 oraz TP Ca4O(PO4)2. HA prawie nie degraduje się in vivo, a inne
komponenty mają różne rozpuszczalności [3,39]. Stabilność warstwy jest związana z jej
krystalicznością [3]. Krystaliczność warstwy jest początkowo zależna od zmiany do stanu
amorficznego oraz od procesu rekrystalizacji podczas rozpryskiwania plazmowego [3,40].
Wykazano, że rozpryskiwanie plazmatyczne ma wiele wad takich jak: wysoki koszt sprzętu,
wytwarzanie nisko – krystalicznych warstw oraz obecność innych warstw niż HA. Stąd,
dowiedziono, że potrzebna jest obróbka cieplna po PS, aby uniknąć rozpuszczenia i
rozdzielenia warstwy HA [3,41].
6.3PLD (ANG. PULSED LASER DEPOSITION).
PLD jest techniką obróbki, w której tworzą się cienkie warstwy za pomocą energetycznej
kondensacji atomów i cząsteczek. Technika ta ma wiele zalet dla wzrostu hydroksyapatytu
czy innych materiałów ceramicznych. W technice tej laser jest używany dla przejścia celu
(targetu) w stan lotny, celu, który zawiera komponenty pożądanej warstwy. Kiedy
promieniowanie laserowe radiacyjne jest zaabsorbowane na powierzchni targetu, energia
elektromagnetyczna jest zmieniona w energię elektronicznie wzbudzoną, energię chemiczną,
mechaniczną i cieplną. Tworzy się tzw. „plume” – pióropusz - warstwa zawierająca
energetyczne atomy, elektrony, jony i cząsteczki. Pióropusz przemieszcza się od targetu do
substratu. Krytycznymi parametrami są tu: długość fali lasera, trwanie impulsu, gęstość
energii, które są używane do wyznaczenia morfologii fazy, krystaliczności i stechiometrii
warstw wytworzonych metodą PLD [4]. Wykazano, że amorficzne warstwy HA były
wytwarzane, jeżeli temperatura substratu była niższa niż 400oC. [4,43] Niestety, jest to
niekorzystne, gdyż amorficzny materiał jest reabsorbowany przez ciało szybciej niż
krystaliczny HA. Z drugiej strony, krystaliczny HA był wytwarzany, gdy temperatura (ang.
deposition temperature) była w granicach 400oC – 700oC, a środowisko gazowe zawierało
połączenie inertnego gazu (argonu) i pary wodnej [4].
6.4FACVD (ANG. FLAME ASSISTED CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION
Jest to metoda alternatywna stosowana do wytwarzania krystalicznych warstw HA na
substratach ze stali hartowanej (ang. stainless steel). FACVD jest względnie nową techniką i
jej główną zaletą jest zastosowanie prekursorów i sprzętu o niskim koszcie. Zasady
stosowania tej metody opierają się na konwencjonalnej metodzie CVD
(ang. Chemical Vapour Deposition). Proces osadzania obejmuje spalanie cieczy lub
gazowych prekursorów w płomieniu, gdzie zachodzi ich ulatnianie się i rozkład, prowadzący
do chemicznych reakcji, które, z kolei, prowadzą do utworzenia się warstwy na substracie.
Rolą płomienia jest dostarczanie energii do chemicznych reakcji. Płomień pozwala także na
ogrzewanie substratu i dyfuzję, co prowadzi do powstawania względnie gęstej warstwy. W
porównaniu z konwencjonalną techniką CVD, FACVD nie wymaga użycia reaktora lub
komory do promowania chemicznych reakcji [5].
6.5ELEKTROFOREZA
Zainteresowanie elektroforetycznym osadzaniem (ang. deposition) dla celów biomedycznych
narasta z wielu powodów, nie tylko ze względu na możliwość osadzania stechiometrycznego
wysokiej czystości materiałów na komponentach o skomplikowanym kształcie. Niemniej
jednak, wysokie temperatury podczas końcowej obróbki w celu zwiększenia adhezji tych
warstw mogą niszczyć ich właściwości oraz substrat. W poprzednich badaniach dotyczących
elektroforetycznego osadzania HA, stosowano różne ciecze organiczne (raczej niż wodę) jako
środowisko zawiesinowe [5].
6.6IBAD (ANG. ION BEAM ASSISTED SIMULTANEOUS VAPOUR DEPOSITION)
IBAD jest procesem osadzania zachodzącym w próżni, który obejmuje fizyczne lotne
osadzanie (PVD) wraz z bombardowaniem wiązką jonową. Główną cechą metody IBAD jest
bombardowanie jonowe z pewną energią podczas osadzania warstwy. Najbardziej atrakcyjną
cechą IBAD jest to, że jest ona zdolna do wytworzenia biowarstw ze znacznie większą siłą
adhezji do substratu. Parametry procesowe IBAD to materiały, które są przeznaczone na
warstwy, szybkość ulatniania się lub rozpylania, jony, energia jonowa i gęstość wiązki
jonowej [6].
6.7MAGNETRONOWE ROZPYLANIE (ANG. MAGNETRON SPUTTERING)
Magnetronowe rozpylanie jest używane w elektronicznym przemyśle od wielu lat, ale jego
potencjał dla zastosowania w przypadku bioaktywnych warstw na implantach medycznych
został zauważony dopiero ostatnio. Rozpylanie ma potencjał do wytwarzania gęstych,
jednorodnych i o wysokiej adhezji warstw na metalowych, ceramicznych lub polimerycznych
substratach oraz zdolność do wytwarzania cienkich warstw z kontrolowaną mikrostrukturą, co
redukuje ryzyko ścierania się (ang. wear) i osteolizy [7].
Badania in vivo wykazały ulepszoną wytrzymałość kości i osseointegrację wokół warstw
wytworzonych metodą rozpylania w porównaniu z warstwami wytworzonymi metodą
rozprysku plazmowego [7].
6.8WYTRĄCANIE (ANG. PRECIPITATION).
Najbardziej popularną techniką do wytwarzania HA jest wytrącanie, z zastosowaniem
mokrych chemicznych reakcji między prekursorami wapnia i fosforanu w kontrolowanych
warunkach pH i temperatury. Obejmuje ona wodną technikę wytrącania między
stechiometrycznymi ilościami fosforanu amonu [(NH4)2HPO4] i azotanu wapnia przy pH = 10
i temperaturze 60oC. Po utrwalaniu i suszeniu, osad jest uwapniany (ang. calcined) w
temperaturze 400 – 600oC, po którym następuje spiekanie między 1000 a 1200oC [7].
6.9ZOL – ŻEL.
Technika zol – żel pozwala na utrzymanie większej kontroli nad tworzeniem się
poszczególnych faz, ich czystością oraz utrzymywaniem niskich temperatur procesu.
Ograniczeniem tej metody jest hydroliza fosforanów i wysoki koszt surowców.
Deptula i współpracownicy [8] opracowali wariant metody zol – żel z zastosowaniem
ekstrakcji wodnej. Cienkie warstwy hydroksyapatytu z zastosowaniem tej metody zostały
otrzymane przez Choi i wsp., którzy używali roztworów zol – żel o składzie: propionian
wapnia z fosforynem trój-etylowym w etanolu [8].
7.WNIOSKI
Praca ma na celu dostarczenie szerokiego przeglądu rozwoju materiałów bioceramicznych w
szczególności tych bioaktywnych takich jak ceramiki, szkła i ceramiki, szkła w ciągu
ostatnich 30-40 lat. Oczywistym jest, że nastąpił znaczny postęp w tym czasie i one wynikały
z przełomowej pracy wykonywanej przez kluczowych naukowców na całym świecie.
Wymagane są dalsze badania, aby w pełni zoptymalizować wydajność materiałów na
zastosowania kliniczne. Możemy tylko mieć nadzieję, że w ciągu najbliższych 40 lat, nowe
pokolenie naukowców może dorównać wyjątkowemu postępowi, jakiego dokonano w ciągu
ostatnich 40 lat.
REFERENCES:
1. J. Kirkpatrick, K. Peters, M. I. Hermanns, F.Bittinger, V. Krump-Konvalinkova, S.
Fuchs And R. E. Unger, Itbm-Rbm 26 (2005) 192
2. Eglin, S. Ali, C. C. Perry, J. Biomed. Mater. Res. 69 (2004) 718
3. T. Kokubo, H. Kushitani, S. Sakka, T. Kitsugi And T.Yamamuro, J. Biomed. Mater.
Res. 27 (1990) 721
4. K. Tsuru, M. Kokubo, S. Hayakawa, C. Ohtusuki and A. Osaka, J. Ceram. Soc. Jpn
109 (2001) 412
5. K. S. Katti, Colloids Surfaces B: Biointerfaces 39 (2004) 133
6. K. J. L. Burg, S. Porter And J. F. Kellam, Biomaterials 21 (2000) 2347
7. J. Tonino, C. L. Davidson, P. J. Klopper And L. A Linclau, J. Bone And Joint Surgery
58 (1976) 107
8. L. L. Hench And J. M. Polak, Science 295 (2002) 1014
9. J. A. Hubbell, Current Opin. Biotech. 10 (1999) 123
10. T. Kokubo, Eds. Ducheyne, T. Kokubo And Van Blitterswijk, Pub. Read Healthcare
Commun. (1992) 31
11. D. Xynos, A. J. Edgar, L. D. K. Buttery, L. L Hench And J. M. Polak, J. Biomed. Mat.
Res. 55 (2001) 151
12. V. Karageorgio And D. Kaplan, Biomaterials 26 (2005) 5474
13. U. Meyer, A. Buchter, H. P. Wiesmann, U. Joos And D B. Jones Euro Cells Mater. 5
(2005) 39
14. M. J. Dalby, L. Di Silvio, G. W. Davies And W. Bonfield, J. Mat. Sci. Mater. Med. 12
(2000) 805
15. S. F. Hulbert, F. A. Young, R. S. Mathews, J. J. Klawitter, C. D. Talbert And F.H.
Hulbert, J. Biomed Mat. Res. 4 (1970) 433
16. J. R. Jones, L. M. Ehrenfried And L. L. Hench, Biomaterials 27 (2006) 964
17. J. J. Blaker, V. Maquet, R. Jerome, A. R. Boccaccinin And S. N. Nazhat, Acta
Biomaterialia 1 (2005) 643
18. S. Verrier, J. J. Blaker, V. Maquet, L. L. Hench, A. R. Boccaccini, Biomaterials 25
(2004) 3031
19. Y. Kuboki, H. Takita, D. Kobayashi, E. Tsugura, Inoue, M Muruta, N. Nagai And Y.
Dohi, J. Biomed. Mater. Res. 39 (1998) 190
20. Y. Liu, K. Degroot And E. B. Hunziker, Bone 36 (2005) 745
21. Sanchez, H. Arribart And M. M. Giraud Guille, Nat. Mater. 4 (2005) 277
22. S. Weiner And D. H. Wagner, Annl. Rev. Mater. Sci. 28 (1998) 271
23. M. Kikuchi, T. Ikoma, S. Itoh, H. N. Matsumoto, Y.Koyama, K. Takakuda, K. Shinomiya And
J.Tanaka, Composit. Sci. Technol. 64 (2004) 819
24. P. Tormala, T. Pohjonen And P. Rokkanen, Proc. Inst. Mech. Engrs. 212 (1998) 101
25. Engelberg And J. Kohn, Biomaterials 12 (1991) 292
26. Eglin, Thesis, Nottingham Trent Univeristy (2002)
27. J. D. Curry, The Mechanical Adaptation Of Bones (University Press Princeton, Us, 1984)
28. M.-M. Giraud Guille, L. Besseau And R. Martin, J Biomech. 361 (2003) 1571
29. M. J. Glimcher, Metabolic Bone Disease And Related Disorders, Edited By L.V. Avioli And
S.
M. Krane (Academic Press, London, Uk, 1998), P. 23
30. C. Lawson And J. T. Czernuszka, Proc. Inst. Mech. Engrs. 212 (1998) 413
31. H. Lee, A. Singla And Y. Lee, Intl. J. Pharm. 221 (2001)
32. M. Vallet-Regi´ And J. M. Gonza´ Lez-Calbet, Progress Solid State Chem. 32 (2004) 1
33. K. De Groot, In Bioceramics Of Calcium-Phosphate, Edited B.K. De Groot (Crc Press, Boca
Raton, 1983) P. 99
34. J. Yao, S. Radin, P. S. Leboy And P. Ducheyne, Biomaterials 26 (2005) 1935
35. J. F. Mano, R. A. Sousa, L. F. Boesel, N. M. Neves And R. L. Reis, Composit. Sci. Technol.
64 (2004) 789
36. P. Fabbri, B. Singh, Y. Leterrier, J. A. E. Manson, M. Messori And F. Pilati, Surface Coat.
Technol., Online November (2005)
37. S. Ramakrishna, J. Mayer, E. Wintermantel, K. W. Leong, Composit. Sci. Technol. 61 (2001)
1189
39. G. Stamboulis, A. R. Boccaccini And L. L. Hench Adv. Eng. Mater. 4 (2002) 105
40. Engelberg And J. Kohn, Biomaterials 12 (1991) 292
41. A.-C. Albertsson And I. K. Varma, Biomacromolecules 4
a. (2003) 1466