Wydział Technologii Chemicznej Politechniki Poznańskiej
Instytut Technologii i Inżynierii Chemicznej i Studium Doktoranckie WTCh PP
PRACA DOKTORSKA
Wapniowo-fosforanowa modyfikacja termiczno-elektrochemiczna wieloszpilkowej powierzchni dokostnej skafoldu łączącego
dla prototypowej endoprotezy typu RA stawu biodrowego
mgr inż., lic. fizyki med. Renata Tokłowicz
Praca doktorska wykonana w ramach
projektu badawczego NCN nr N518412638
zrealizowanego
w Instytucie Technologii i Inżynierii Chemicznej PP,
kierownik projektu badawczego i promotor:
dr hab. inż. dr n. med. Ryszard Uklejewski, prof. UKW
Poznań 2018
Składam serdeczne podziękowania mojemu promotorowi dr. hab. inż. dr. n. med. Ryszardowi Uklejewskiemu, prof. UKW
za wszechstronną pomoc, opiekę merytoryczną, cenne uwagi i sugestie udzielane mi podczas powstawania tej pracy.
Pracę dedykuję moim rodzicom
Zawartość
1. Wprowadzenie. Cel, teza oraz zakres pracy doktorskiej ... 6
2. Opis prototypu wieloszpilkowego skafoldu łączącego dla endoprotez typu RA ... 9
2.1. Prototyp powierzchniowej endoprotezy stawu biodrowego oraz prototypy wieloszpilkowego skafoldu łączącego dla endoprotez typu RA – obiekt badań ... 12
3. Budowa i skład chemiczny tkanki kostnej – uzasadnienie wyboru wapniowo-fosforanowej modyfikacji powierzchni szpilkowej wieloszpilkowego skafoldu ... 15
3.1. Rodzaje i biostruktura tkanki kostnej ... 15
3.2. Charakterystyka fosforanów wapnia ... 19
3.3. Hydroksyapatyt ... 21
4. Przegląd metod powierzchniowej modyfikacji Ca-P pozwalającej na zwiększenie biozgodności i bioaktywności powierzchni dokostnych biomateriałów metalicznych ... 24
4.1. Materiały stopowo-tytanowe implantów dokostnych ... 24
4.2. Metody fizyczne modyfikacji powierzchni biomateriałów metalicznych ... 27
4.2.1. Natryskiwanie cieplne ... 29
4.2.2. Metoda LTHSC ... 30
4.2.3. Impulsowe osadzanie laserowe ... 31
4.2.4. Fizyczne osadzanie z fazy gazowej ... 35
4.2.5. Implantacja jonowa ... 38
4.3. Przegląd metod chemicznej modyfikacji powierzchni biomateriałów metalicznych ... 43
4.3.1. Metoda zol – żel ... 45
4.3.2. Wstępna obróbka chemiczna powierzchni metalu ... 48
4.3.3. Chemiczne osadzanie z fazy gazowej [CVD] ... 50
4.3.4. Metoda hydrotermalna ... 53
4.3.5. Metody elektrochemiczne ... 56
CZĘŚĆ DOŚWIADCZALNA ... 69
5. Dobór odpowiedniej metody modyfikacji Ca-P powierzchni wieloszpilkowego skafoldu ... 69
6. Zaplanowanie części doświadczalnej pracy i algorytm realizacji zaplanowanych zadań badawczych ... 71
6.1. Opis prowadzenia modyfikacji Ca-P powierzchni wieloszpilkowego skafoldu dobranymi metodami i opis użytej aparatury ... 71
6.1.1. Prowadzenie modyfikacji Ca-P prototypów MSC-skafoldu metodą elektrochemicznego osadzania katodowego (ECD) ... 71
6.1.2. Implantacja jonów wapnia ... 74
6.2. Opis stanowiska badawczego z użytą aparaturą umożliwiającą monitorowanie przebiegu procesu ECD ... 75
6.3. Zastosowanie metody przekształcania warstw Ca-P w warstwy krystalicznego hydroksyapatytu ... 76
6.4. Zastosowane metody oceny efektu przeprowadzonych modyfikacji Ca-P wieloszpilkowej
powierzchni prototypów skafoldu ... 78
6.4.1. Analiza jakościowa SEM wytworzonych warstw Ca-P oraz mikroanaliza ilościowa EDS ... 78
6.4.2. Badanie wytrzymałości adhezyjnej wytworzonych warstw Ca-P opracowaną specjalną metodą ultradźwiękową ... 79
6.4.3.Analiza rentgenograficzna wytworzonych warstw wapniowo-fosforanowych ... 79
6.5. Algorytm zaplanowanej realizacji określonych zadań badawczych ... 80
7. Opis przebiegu realizacji zaplanowanych zadań badawczych oraz otrzymane wyniki wraz z ich interpretacją...………..82
7.1. Wyniki pilotażowej implantacji jonów wapnia wraz z następową inkubacją w roztworze SBF ... 82
7.2. Wyniki przeprowadzonej powierzchniowej modyfikacji metodą ECD przy stałej gęstości prądu wraz z inkubacją w roztworze SBF ... 84
7.3. Wyniki przeprowadzonej powierzchniowej modyfikacji metodą ECD przy stałej wartości napięcia elektrycznego procesu wraz z następową inkubacją w roztworze SBF ... 88
7.4. Wyniki powierzchniowej modyfikacji metodą ECD przy stałej gęstości prądu wraz z modyfikacją termiczną ... 102
7.5. Wyniki powierzchniowej modyfikacji powierzchni prototypów metodą ECD wraz z poprocesową obróbką w NaOH ... 105
7.6. Wyniki analizy rentgenograficznej XRD warstwy wapniowo-fosforanowej ... 107
8. Dyskusja wyników oraz określenie najkorzystniejszych parametrów prowadzenia procesu modyfikacji wieloszpilkowej powierzchni prototypów skafoldu metodą ECD oraz obróbki wstępnej i obróbki postporcesowej ... 109
9. Podsumowanie pracy i wnioski ... 111
Streszczenie………...……….114
D o d a t e k – przykładowy wynik pilotażowego badania prototypów skafoldu w hodowli osteoblastów………117
Spis rysunków………..………118
Spis tabel………..………123
Spis literatury………...………124
6
1. Wprowadzenie. Cel, teza oraz zakres pracy doktorskiej
Problematyka tej rozprawy doktorskiej wiąże się z jednym z zadań badawczych projektu badawczego MNiSW/NCN nr NN518412638 „Dobór warunków wytwarzania i termochemiczna modyfikacja powierzchniowa prototypów endoprotez stawowych typu RA oraz porowatych implantów dokostnych”, realizowanego w Instytucie Technologii i Inżynierii Chemicznej Politechniki Poznańskiej w Zakładzie Inżynierii Procesowej, do współpracy w którym zostałam zaproszona przez promotora, kierującego ww. projektem, jako doktorantka ITiICh PP będąca absolwentką kierunku „Technologia chemiczna” na Wydziale Technologii Chemicznej PP oraz kierunku „Fizyka medyczna” na Wydziale Fizyki UAM.
Endoprotezy stawu biodrowego typu RA (Resurfacing Arthroplasty) są przeznaczone do powierzchniowej artroplastyki stawu biodrowego, która polega na wymianie chrzęstnych powierzchni stawowych bez uszkadzania części kostnej głowy kości udowej i szyjki kości udowej.
Prototyp wieloszpilkowego skafoldu łączącego z kością okołostawową elementy endoprotezy stawu biodrowego typu RA (stanowiący obiekt badań, opisany w rozdz. 2) jest innowacyjnym biomimetycznym rozwiązaniem konstrukcyjnym zapewniającym całkowicie bezcementowe osadzenie obu elementów (udowego i miednicznego) ww. endoprotezy w kości okołostawowej. Jest to rozwiązanie konstrukcyjne endoprotezy całkowicie odmienne w porównaniu do stosowanych standardowo trzpieniowych endoprotez stawu biodrowego – podczas operacyjnej endoprotezoplastyki stawu biodrowego z użyciem takiej standardowej endoprotezy usuwana jest głowa i szyjka kości udowej, a trzpień takiej endoprotezy wbijany jest przez chirurga w odpowiednio przygotowany kanał kości udowej.
Wapniowo-fosforanowa modyfikacja wieloszpilkowej powierzchni skafoldu ma za zadanie zwiększenie biozgodności tej powierzchni kontaktującej się bezpośrednio z kością (zwiększenie biozgodności poprawia z kolei tzw. właściwości osseointegracyjne skafoldu).
Celem tej pracy doktorskiej jest przeprowadzenie wapniowo-fosforanowej modyfikacji wieloszpilkowej powierzchni prototypów skafoldu wytworzonych w technologii SLM
7 (ang. Selective Laser Melting) z proszku stopu tytanu, wybranymi metodami technologii chemicznej stosowanymi w modyfikacji powierzchni materiałów metalicznych, zaproponowanie odpowiedniej metody wapniowo-fosforanowej modyfikacji wieloszpilkowej powierzchni tych prototypów i określenie najkorzystniejszych wartości parametrów przeprowadzenia procesu wyżej wymienionej modyfikacji.
Tezę pracy można sformułować następująco: elektrochemiczne i termiczne metody modyfikacji powierzchniowej materiałów metalicznych są odpowiednie do wytwarzania powłok Ca-P na wieloszpilkowej powierzchni prototypów skafoldu łączącego dla endoprotez typu RA stawu biodrowego, a także na powierzchniach innych materiałów o skomplikowanym kształcie geometrycznym.
Niniejsza praca składa się z 9 rozdziałów, podzielonych na część teoretyczno- wprowadzającą (rozdz. 2-4) i część doświadczalną (rozdz. 5-8), podsumowania pracy i wniosków (rozdz. 9), Dodatku zawierającego przykładowy wynik badania prototypów skafoldu w hodowli komórkowej osteoblastów, spisu rysunków i spisu literatury naukowej.
Rozdział 1 zawiera wprowadzenie, cel, tezę i zakres pracy.
W rozdziale 2 przedstawiono opis obiektu badań – jest nim prototypowy wieloszpilkowy skafold łączący dla powierzchniowych endoprotez stawowych typu RA (ang. resurfacing arthroplasty) osadzanych w kości okołostawowej całkowicie bezcementowo.
W rozdziale 3 omówiono budowę i skład chemiczny tkanki kostnej i na tej podstawie uzasadniono wybór wapniowo-fosforanowej modyfikacji powierzchni szpilkowej prototypowego skafoldu łączącego dla powierzchniowych endoprotez stawowych typu RA, zwiększającej biozgodność i bioaktywność tego implantu dokostnego.
Rozdział 4 przedstawia przegląd metod powierzchniowej modyfikacji Ca-P pozwalającej na zwiększenie biozgodności i bioaktywności powierzchni dokostnych biomateriałów metalicznych. Wyodrębniono metody technologii chemicznej stosowane w modyfikacji powierzchni biomateriałów metalicznych (metoda zol-żel, wstępna obróbka chemiczna powierzchni metalu, chemiczne osadzanie z fazy gazowej, metoda hydrotermalna, metody elektrochemiczne) oraz metody fizyczne (natryskiwanie cieplne, impulsowe osadzanie laserowe, metoda LTHSC, fizyczne osadzanie z fazy gazowej, implantacja jonowa).
W rozdziale 5, otwierającym część doświadczalną pracy, przeprowadzono dobór odpowiedniej metody wapniowo-fosforanowej modyfikacji powierzchni dokostnej
8 prototypowego wieloszpilkowego skafoldu łączącego dla powierzchniowych endoprotez stawowych typu RA.
Rozdział 6 (składający się z 5-u podrozdziałów) zawiera przedstawienie planu realizacji części doświadczalnej pracy oraz algorytm realizacji zaplanowanych zadań badawczych.
W rozdziale 7 (składającym się z 6-u podrozdziałów) przedstawiono szczegółowy opis realizacji zaplanowanych zadań badawczych oraz otrzymane wyniki przeprowadzonych badań doświadczalnych wraz z ich interpretacją.
Rozdział 8 zawiera dyskusję otrzymanych wyników oraz określenie najkorzystniejszych wartości parametrów prowadzenia procesu wapniowo-fosforanowej modyfikacji powierzchni dokostnej prototypowego wieloszpilkowego skafoldu łączącego dla powierzchniowych endoprotez stawowych typu RA metodą elektrochemicznego osadzania katodowego (ECD) oraz parametrów obróbki wstępnej i obróbki poprocesowej.
Rozdział 9 przedstawia podsumowanie pracy i wnioski. Dołączony Dodatek zawiera przykładowy wynik pilotażowego badania prototypów skafoldu w hodowli komórkowej osteoblastów. Pracę kończy spis rysunków i spis odpowiedniej literatury naukowej.
9
2. Opis prototypu wieloszpilkowego skafoldu łączącego dla endoprotez typu RA
Szacuje się, że na całym świecie rocznie wszczepianych jest ok. 1.3 miliona endoprotez [1]. Głównym czynnikiem powodującym taki stan rzeczy jest choroba zwyrodnieniowa chrząstki stawowej (osteoartroza, OA). OA występuje u więcej niż 20% ludzi w wieku powyżej 55. roku życia, a u 1/3 mieszkańców USA obserwuje się objawy OA przynajmniej w jednym stawie. Osteoartroza jest umieszczana przez WHO na drugim miejscu wśród chorób powodujących kalectwo i jest uważana za bardzo poważny problem społeczny w wielu krajach.
Leczeniem z wyboru jest zastąpienie zmienionego chorobowo stawu endoprotezą, czyli wykonanie zabiegu tzw. artroplastyki. Podczas zabiegu artroplastyki usuwana jest zwyrodniała chrząstka stawowa wraz z (nieraz bardzo dużym) fragmentem zdrowej beleczkowej okołostawowej tkanki kostnej głowy i szyjki kości udowej. Usunięta chrząstka stawowa oraz tkanka kostna jest zastępowana przez metalową konstrukcję sztucznego stawu.
Podczas przenoszenia obciążeń mechanicznych, ze względu na znaczne różnice (10 – 100 razy większe) wartości parametrów sprężystych stopowych endoprotez różnią się w porównaniu z tkanką kostną gąbczastą, tkanka kostna otaczająca endoprotezę praktycznie nie przenosi obciążeń mechanicznych (tzw. stress shielding phenomenon) – jest to wynikiem niefizjologicznego przenoszenia obciążeń i skutkuje zanikiem i zniszczeniem tkanki kostnej otaczającej endoprotezę powodując jej obluzowanie oraz migrację elementów endoprotezy a nawet złamanie kości [2].
Powierzchniowa artroplastyka (ang. resurfacing arthroplasty, RA) stawu biodrowego (RHA) z użyciem endoprotezy typu RHA jest alternatywą pozwalającą na zachowanie nasadowej kości beleczkowej, w porównaniu do powszechnie używanej całkowitej artroplastyki stawu biodrowego (THA). RHA umożliwia zbliżone do naturalnych przenoszenie obciążeń w stawie poprzez głowę oraz szyjkę kości udowej, a następnie wzdłuż trzonu kości udowej. Aktualnie na świecie stosowane są nowoczesne, hybrydowe techniki wykorzystujące cementowe krótko-trzpieniowe udowe komponenty oraz bezcementowe komponenty panewkowe. Zastosowanie cementowych endoprotez nigdy nie zagwarantuje
10 właściwej oraz długotrwałej fiksacji endoprotez typu RHA. Z jednej strony użycie cementu wystarcza do podstawowego osadzenia endoprotezy typu RHA, ale z drugiej strony cement przenika do nasady bliższej kości udowej (zajmując więcej niż 1/3 jej objętości). Powoduje to niedokrwienie w tym regionie, co może prowadzić do postępującego osłabiania wewnętrznej mikrostruktury kości oraz późniejszych złamań [3].
Resorpcja kości oraz obluzowanie było obserwowane jako powikłanie pooperacyjne w licznych badaniach klinicznych zajmujących się artroplastyką powierzchniową z zastosowaniem aktualnej generacji endoprotez typu RHA. Okołoendoprotezowa martwica często pojawiająca się podczas stosowania cementowych endoprotez może być obrazowana z użyciem pozytonowej tomografii emisyjnej, PET. Według de Steigera i współprac. [4]
po wyłączeniu infekcji, głównym powodem rewizji po podstawowej RHA są: złamania szyjki kości udowej (43%), osteoliza (resorpcja kości) (32%), reakcja alergiczna na metal (7%) oraz ból (6%). Najbardziej popularne typy rewizji to: tylko udowa rewizja (62%), panewkowo – udowa (29%) oraz panewkowa (9%) rewizja.
Koncepcja bezcementowej implantacji endoprotezy typu RHA zaproponowana przez dra hab. med. Rogalę została krótko omówiona poniżej, a prace nad odpowiednim zaprojektowaniem, wytworzeniem prototypu takiej endoprotezy oraz przeprowadzeniem prototypowych badań laboratoryjnych numerycznej analizy symulacyjnej i pilotażowych badań na modelu zwierzęcym prowadzone zostały w dwóch projektach badawczych MNiSW/NCN realizowanych pod kierunkiem profesora Uklejewskiego w Politechnice Poznańskiej (na Wydziale Maszyn Roboczych i Transportu oraz Wydziale Technologii Chemicznej). Prototypowa endoproteza typu RHA jest alternatywą dla tradycyjnej cementowej protezy typu RHA. Jej istotą jest całkowicie bezcementowe połączenie za pośrednictwem biomimetycznego wieloszpilkowego skafoldu łączącego. Prototyp wieloszpilkowego skafoldu łączącego został zaprojektowany i wytworzony w technologii SLM tak, że szpilki imitujące połączenie chrząstki stawowej z kością podchrzęstną przenikają pomiędzy beleczki kości gąbczastej okołostawowj i zakotwiczają się w niej.
Biomimetyczny wieloszpilkowy skafold łączący może zostać zastosowany w większości typów stawów (biodro, kolano, łokieć, bark, kostka, dłoń i stawy stopy) jak również w implantacji dysku międzykręgowego, ponieważ w każdym z tych przypadków występuje okołostawowa kość gąbczasta, która ma podobną biostrukturę i zachowuje się bardzo podobnie.
11 Prototypowa całkowicie bezcementowa endoproteza typu RHA składa się z panewki oraz z kulistej czaszy (tzw. kapy), którą zakłada się na głowę kości udowej i osadza w niej za pomocą biomimietycznego wieloszpilkowego skafoldu. Powierzchnia nośna endoprotezy zlokalizowana jest na powierzchni zawierającej zaprojektowane szpilki mające kształt nieregularnych stożków lub ostrosłupów o ściętych wierzchołkach i formujące wieloszpilkowy skafold łączący. Krawędzie podstaw sąsiednich szpilek znajdują się w pewnej odległości od siebie a ich osie są prostopadłe do powierzchni kulistej czaszy. Wierzchołki zaprojektowanych szpilek nasady panewki nie wystają ponad okrągłą płaszczyznę powierzchni granicznej określanej przez krawędzie leżące na płaszczyźnie prostopadłej do osi panewki, jednakże główka ma powierzchnię nośną w pierścieniowej formie o średnicy zewnętrznej mniejszej od średnicy kulistej czaszy czyli tzw. kapy.
Długość panewkowych szpilek mierzona od podstawy powierzchni granicznej determinuje teoretyczną sferyczną powierzchnię skoncentrowaną na powierzchni granicznej przecinającej wierzchołki szpilek. Panewka endoprotezy posiada miskę, w której umieszcza się główkę endoprotezy stanowiącą część kulistej czaszy zewnętrznej powierzchni główki. Główka posiada pierścieniową powierzchnię nośną leżącą poniżej osi poprzecznej tej główki.
Na sferycznej powierzchni granicznej główki znajdują się szpilki ułożone wokół centralnej szpilki z osią równoległą do siebie natomiast centralna szpilka jest zbieżna z osią główki.
Makrowymiary kapy głowy kości udowej zaprojektowano tak aby zachować tylno-boczne oraz przyśrodkowe tętnice części nasadowej główki kości udowej. Co za tym idzie zachowuje się w ten sposób fizjologiczne ukrwienie tkanki kostnej.
Wypełnienie się przestrzeni międzyszpilkowej wieloszpilkowego skafoldu łączącego poprzez wrastającą nowo wytworzoną tkankę kostną pozwala na efektywne, biologiczne połączenie w okołostawowej tkance beleczkowej udowego komponentu zaprojektowanej endoprotezy RHA. Bioinżynieryjny projekt prototypu endoprotezy typu RHA z wieloszpilkowym skafoldem łączącym wraz z jego wytwarzaniem został zaprezentowany w pracach [8-10]. Takie połączenie, jak i nietradycyjna technologia wytwarzania nie występują w żadnym z aktualnie stosowanych modeli endoprotezy RHA.
Procedura operacyjnego osadzania endoprotezy RHA z biomimetycznym skafoldem obejmuje dwa etapy:
12 1) mechaniczne osadzenie komponentu endoprotezy w okołostawowej tkance beleczkowej na pożądanym poziomie osseokonduktywności (czyli poziomie pozwalającym na odpowiednie tworzenie rusztowania dla komórek kościotwórczych) przez chirurga,
2) adaptacyjne wrastanie tkanki kostnej w przestrzeń międzyszpilkową biomimetycznego wieloszpilkowego skafoldu łączącego (osadzanie biologiczne).
Wypełnianie się porów przestrzeni międzyszpilkowej wieloszpilkowego skafoldu przez wrastającą nową tkankę kostną pozwoli kości - w kolejnym etapie - na przemodelowanie do zbliżonej do naturalnej mikrostruktury i kształtu, co nie jest możliwe w przypadku aktualnie używanej cementowej endoprotezy RHA (nie wspominając o tradycyjnej trzpieniowej endoprotezie THA) [3].
2.1. Prototyp powierzchniowej endoprotezy stawu biodrowego oraz prototypy
wieloszpilkowego skafoldu łączącego dla endoprotez typu RA – obiekt badań
Powierzchniowej modyfikacji poddano prototypy wieloszpilkowego skafoldu łączącego dla bezcementowych endoprotez typu RA zaprojektowane jako centralne fragmenty części głowowo-udowej endoprotezy powierzchniowej biodra THRA, której prototyp wytworzony ze stopu Ti4Al6V w technologii SLM przedstawiono na rys. 1A.
Na rys. 1B zaprezentowano modele CAD prototypów skafoldu zaprojektowane na potrzeby badania procesu elektrochemicznej modyfikacji powierzchniowej w wariantach geometrycznych o konfiguracji szpilek określonej wartością odstępu pomiędzy ich podstawami wynoszącą (promieniowo i obwodowo): 200 µm (PSc200) oraz 350 µm (PSc350), zaś na rys. 1C pokazano prototypy skafoldu wytworzone ze stopu Ti4Al6V w technologii przyrostowej SLM na podstawie tych modeli CAD (zaprojektowane i wytworzone w ramach projektu NN518412638) .
13 Rysunek 1 Prototyp osadzanej całkowicie bezcementowo beztrzpieniowej endoprotezy powierzchniowej biodra THRA z wieloszpilkowym skafoldem łączącym, zaprojektowany i wytworzony w technologii przyrostowej SLM; b) modele CAD prototypów wieloszpilkowego skafoldu łączącego dla bezcementowych endoprotez typu RA, zaprojektowane na potrzeby badania procesu elektrochemicznej modyfikacji powierzchniowej jako centralne fragmenty części głowowo-udowej endoprotezy powierzchniowej biodra THRA, o konfiguracji szpilek określonej wartością odstępu między ich podstawami (promieniowo i obwodowo): 200 µm (PSc200) oraz 350 µm (PSc350); oraz C) prototypy skafoldu wytworzone ze stopu Ti4Al6V w technologii przyrostowej SLM na podstawie tych modeli CAD.
Na rysunku 2 przedstawiony został szkic elementów endoprotezy THRA w przekroju pokazujący lokalizację poszczególnych części budujących endoprotezę oraz zdjęcie wieloszpilkowego skafoldu łączącego wykonanego z wykorzystaniem technologii SLM.
14
a) b)
Rysunek 2 Prototyp endoprotezy stawu biodrowego: a) Szkic elementów endoprotezy THRA w przekroju: (1) – cześć panewkowo-miedniczna, (2) – część głowowo-udowa, (3)
– kulista powierzchnia graniczna części panewkowej, (4) – wieloboczne szpilki na zewnętrznej powierzchni granicznej części panewkowej, (5) – powierzchnia nośna kołowa, (6) – krawędź leżąca w płaszczyźnie prostopadłej do osi części panewkowej, (7)
– czasza, (8) – zewnętrzna powierzchnia części głowowej, (9) –pierścieniowa powierzchnia nośna części głowowej, (10) – kulista powierzchnia graniczna głowowej, (11) – wieloboczne szpilki na wewnętrznej powierzchni granicznej części głowowej, (12)
– szpilka centralna, b) zdjęcie prototypu wieloszpilkowego skafoldu wykonanego w technologii SLM
Wieloszpilkowy funkcjonalny skafold łączący został zaprojektowany tak, że jego szpilki naśladują wypustki palczaste kości podchrzęstnej, które in vivo mocują chrząstkę stawową w okołostawowej kości gąbczastej wnikając pomiędzy beleczki tej kości.
15
3. Budowa i skład chemiczny tkanki kostnej – uzasadnienie wyboru wapniowo- fosforanowej modyfikacji powierzchni szpilkowej wieloszpilkowego skafoldu
3.1. Rodzaje i biostruktura tkanki kostnej
U dorosłego człowieka szkielet kostny składa się z 206 kości różniących się kształtem i wymiarami.
W budowie kości można wyróżnić zewnętrzną zwartą, korową strefę stanowiącą ok. 80% jej masy i budującą głównie trzony kości długich i powierzchniowe warstwy kości płaskich oraz wewnętrzną strefę gąbczastą stanowiącą 20% jej masy i wchodzącą w skład końcówek kości długich. W budowie kości długich wyróżnia się dwie nasady (bliższą i dalszą) oraz trzon. Nasady zbudowane są w większości z kości gąbczastej, podczas gdy trzony z tkanki kostnej zbitej. Porowatość objętościowa kości korowej prawidłowej wynosi 8-10% a kości gąbczastej prawidłowej – ok. 70-80% [5].
Powierzchnie kości pokryte są błoną łącznotkankową nazywaną okostną, która zbudowana jest z dwóch warstw. Pierwszej, zewnętrznej, bogato unaczynionej zbudowanej z tkanki łącznej oraz drugiej, wewnętrznej, bezpośrednio przylegającej do kości. Wewnętrzna warstwa zawiera liczne elementy komórkowe, z których tzw. osteoblasty (komórki kościotwórcze) biorą udział w budowie i regeneracji kości. Pomiędzy okostną a powierzchnią kości znajdują się pęczki włókien kolagenowych, których zadaniem jest przytwierdzenie okostnej. Wraz z włóknami kolagenowymi do kości od strony okostnej wnikają drobne naczynia krwionośne, które unaczyniają powierzchowną warstwę kości.
Kość jest żywą tkanką, która bierze udział w przemianie materii, a ponadto jest ona największym zbiornikiem składników mineralnych, przede wszystkim soli wapnia.
Sole wapnia odkładane są w kościach dzięki osteoblastom (komórkom kościotwórczym).
Natomiast za wymywanie soli wapnia z kości odpowiedzialne są komórki zwane osteoklastami.
16 Tkanka kostna może rozwinąć się bezpośrednio z tkanki łącznej zarodkowej, tzw. mezenchymy, bądź też za pośrednictwem chrząstki [5].
Tkanka kostna buduje szkielet kostny i spełnia szereg funkcji, do których zaliczyć możemy mechaniczne usztywnienie konstrukcji nośnej szkieletu czy też funkcje wynikające z jej aktywności biochemicznej polegającej głównie na udziale w regulowaniu tzw. gospodarki wapniowo-fosforanowej ustroju.
Tkanka kostna składa się z:
1. komórek kostnych (osteoblasty – młode komórki kościotwórcze, osteoklasty – komórki resorbujące kości i osteocyty – dojrzałe komórki kostne) oraz
2. organicznej macierzy kostnej (wytworzonej przez komórki kostne) zbudowanej głównie z włókien kolagenowych i białek niekolagenowych i
3. związków wapniowo-fosforanowych powstałych w procesie mineralizacji organicznej macierzy kostnej, prowadzonej prze osteoblasty, tworzących fazę mineralną kości (tzw. hydroksyapatytowy minerał kostny) [7-9].
Większość z tej organicznej części stanowi kolagen. Jego cząsteczki łączą się w liniowe łańcuchy, które skupiają się we włókna, a te następnie dają różne makroskopowe struktury. (rys.3).
17 Rysunek 3 Budowa i skład chemiczny tkanki kostnej z wyszczególnieniem występujących w niej struktur (włókna kolagenu oraz struktura krystaliczna apatytu kostnego) [9]
Pomiędzy włóknami kolagenu istnieją małe, wolne podobszary (stanowiące tzw. nanoporowaty kompartment przestrzeni porowej kości) w których, w wyniku kontrolowanego procesu biomineralizacji, w którym udział bierze ponad 200 różnych białek kwasowych, osadzają się nanokrystaliczne cząstki hydroksyapatytu. Białka te odgrywają rolę inhibitorów, nukleatorów lub matryc dla epitaksjalnego wzrostu nanokryształów zakotwiczonych do kolagenu. Krystalizacja kompleksu i słabo rozpuszczalnej struktury apatytowej rozwija się korzystnie poprzez kinetycznie kontrolowane formowanie matastabilnych produktów pośrednich. W warunkach in vitro amorficzny fosforan wapnia jest przekształcany w ośmiowapniowy fosforan (ang. octacalcium phosphate, OCP), który wtórnie rozwija się w węglan hydroksyapatytu przy niższym pH. Fazą pośrednią w tym procesie jest odwodniony fosforan diwapniowy (DCPD) [9] .
Związki mineralne stanowią 75% masy tkanki kostnej, z czego połowę zajmuje hydroksyapatyt (Ca10(PO4)6(OH)2, HA). W dojrzałej kości HA występuje w formie kryształów, które przybierają kształt igiełek, płytek bądź listków. Kryształy te są równomierne rozmieszczone w macierzy kostnej pomiędzy cząsteczkami tropokolagenu (kolagen typu I, formujący się w tropokolagen) [9].
18 W kryształach HA wyróżnić można strefę centralną, powierzchniową oraz uwodnioną powłokę, uczestniczącą w procesie wymiany jonów między HA a macierzą tkanki kostnej.
Taka interakcja HA z białkami niekolagenowymi macierzy kostnej jest odpowiedzialna za twardość oraz sztywność kości[9].
Ze względu na to, że tkanka kostna tworzy szkielet kostny organizmu człowieka, to tym samym tworzy ona mechaniczną podporę organizmu. Jest ona żywą, metabolicznie aktywną tkanką i pełni ona funkcje magazynu metabolicznego różnych jonów, głównie wapnia, fosforu, oraz magnezu [8].
Kości charakteryzuje się poprzez ich skład chemiczny, strukturę krystaliczną, morfologię, rozmiar cząstek oraz orientację.
Kości stanowiące szkielet ciała mogą wykazywać różne typy integracji pomiędzy fazą organiczną i nieorganiczną co w rezultacie może skutkować znacznymi różnicami w ich mechanicznych właściwościach. Stosunek ilościowy obu komponentów (organicznych oraz nieorganicznych) określa wytrzymałość mechaniczną kości.
Kości kręgowców mogą być uważane za żyjące biomateriały, gdyż zawierają aktywne komórki. Proces formowania kości rozpoczyna się od aktywności osteoblastów, czyli specjalnych komórek syntetyzujących oraz uwalniających kolagen i formujących organiczną macierz kostną, który jest następnie mineralizowany dzięki kontrolowanemu osadzaniu fosforanów wapnia. Osteoblasty zostają uwięzione wewnątrz zmineralizowanej macierzy kostnej fazy mineralnej, gdzie ewoluują do osteocytów, które ciągle podtrzymują aktywne formowanie kości podczas, gdy inny typ komórek, osteoklasty, resorbują kości usuwając
„zużytą” kość (zawierającą mikropęknięcia).
Dynamiczny proces formowania oraz degradacji kości wyjaśnia ich wzrost podczas faz rozwoju ciała zachowując ich kształt oraz konsystencję i pozwala na rozwój umiejętności regeneracji w przypadku pęknięć. To także pozwala na zapamiętywanie mechanizmu transportowego dla dwóch kluczowych elementów, fosforu i wapnia, które są głównie przechowywane w kościach.
Wiadomo, że regeneracja kości zależy od wielu czynników takich jak: porowatość, skład, rozpuszczalność oraz obecność pewnych elementów, które uwalniane podczas resorpcji materiałów ceramicznych, ułatwiają regenerację kości indukowaną przez osteoblasty. Zatem,
19 na przykład, niewielkie ilości stronu, cynku oraz krzemianów stymulują osteoblasty, a tym samym formowanie nowej kości [9].
Jak już wspomniano, kość składa się z dwóch głównych składników: nieorganicznych - soli kwasu fosforowego i węglowego (fosforany wapnia oraz magnezu wraz z węglanami wapnia nadają kościom odpowiednią twardość) oraz z organicznych nazywanych osteoidem (nadających kościom elastyczności).
3.2. Charakterystyka fosforanów wapnia
Fosforany wapnia lub bardziej prawidłowo ortofosforany wapnia są solami kwasu ortofosforowego (H3PO4) i mogą tworzyć związki posiadające w swej budowie jony H2PO4-, HPO42- oraz PO43- [10]. W tab. 1 przedstawiono zestawienie soli ortofosforanowych wraz z charakterystycznym dla nich stosunkiem Ca/P [11].
Tabela 1 Opis rodzajów, ich cech charakterystycznych różnych odmian fosforanów wapnia
Molowy stosunek Ca/P
Związek Wzór chemiczny
0,5 Monohydrat fosforanu monowapnia (MCPM)
Ca(H2PO4)2*H2O
0,5 Bezwodny fosforan monowapnia
(MCPA lub MCP)
Ca(H2PO4)2
1,0 Dihydrat fosforan diwapnia, minerał bruszit (DCPD)
CaHPO4*H2O
1,0 Bezwodny fosforan diwapnia, minerał monety (DCPA lub DCP)
CaHPO4
1,33 Fosforan ośmiowapniowy (OCP) Ca8(HPO4)2(PO4)4*5H2O 1,5 Fosforan α-triwpaniowy (α-TCP) α-Ca3(PO4)2
1,5 Fosforan β-triwpaniowy (β-TCP) β-Ca3(PO4)2
1,2 – 2,2 Amorficzny fosforan wapnia (ACP) CaxHy(PO4)z*nH2O 1,5 – 1,67 Ubogi w wapń hydroksyapatyt Ca10-x(HPO4)x(PO4)6-
20
(CDHA) x(OH)
1,67 Hydroksyapatyt (HA, HAp, OHAp) Ca10(PO4)6(OH)2
1,67 Fluoroapatyt (FA lub FAp) Ca10(PO4)6F2
1,67 Oksyapatyt (OA, OAp lub OXA) Ca10(PO4)6O 2,0 Fosforan czterowapniowy, minerał
hilgensztokit (TTCP lub TetCP)
Ca10(PO4)2O
Apatyty i fosforany wapnia zawierają nie tylko fosforany (krystaliczne ciała stałe) ale także cementy i bifazowe mieszaniny zawierające fosforan wapnia. [9]
Bioceramiki fosforanowo-wapniowe, w porównaniu z innymi biomateriałami, posiadają unikalną cechę zastępowania kości. Ich skład jest podobny do mineralnych składników kości i indukują one odpowiedź biologiczną podobną do tej, wytwarzanej podczas przebudowy kości. Ze względu na pochodzenie, możemy podzielić je na te otrzymywane sztucznie oraz występujące naturalnie w przyrodzie [10]. Ze względu na rolę w procesie mineralizacji kości i zębów oraz patologicznych zwapnień ortofosforany wapnia były dokładnie badane w ostatnich dekadach. Obecnie są one testowane w wielu zastosowaniach, takich jak: biomimetyczna remineralizacja, niewirusowe wektory w terapii genowej, nośniki leków, bioaktywne pokrycia implantów, jako dopasowane struktury 3D w augmentacji (nadbudowie) kości lub jako środek do zwiększenia biokompatybilności akrylowych cementów kostnych [12].
Ortofosforany wapnia określane skrótowo Ca-P (ang. calcium phosphates) są białymi solami, w większości słabo rozpuszczalnymi w wodzie. Niektóre z nich są praktycznie nierozpuszczalne, wszystkie rozpuszczają się w kwasach. Poszczególne fosforany wapnia można następująco uszeregować w kierunku ich malejącej rozpuszczalności oraz malejącej szybkości rozpuszczania :
ACP > TTCP > αTCP > βTCP > Ap > HAp
Większość fosforanów wapnia posiada krystaliczną strukturę. W odniesieniu do praw termodynamicznych perfekcyjna struktura krystaliczna w realnym świecie nie istnieje.
21 Różne zaburzenia w międzywęzłowych atomach czy też różne zanieczyszczenia, dyslokacje itp. zaburzają periodyczność „czystych” kryształów. Bardzo nieuporządkowane materiały nazywamy amorficznymi a amorficzna struktura jest zupełnie odmienna od ciasno upakowanej struktury mikrokryształów i jest bliższa fazie ciekłej [13].
Z termodynamicznego punktu widzenia amorficzne materiały są najbardziej metastabilne i w wielu przypadkach mogą zostać przekształcone pod wpływem różnych dodatków lub temperatury w materiały krystaliczne. Również po odpowiednio długim czasie, faza amorficzna może samorzutnie przekształcić się w termodynamicznie bardziej stabilną fazę krystaliczną.
Amorficzne fosforany wapnia odgrywają ważną rolę w biomedycynie ze względu na swoją strukturę oraz skład chemiczny zbliżone do skalcynowanych tkanek ssaków.
Amorficzne fosforany wapnia (ACP) mogą się zmieniać podczas starzenia, a podczas ich hydrolizy powstają jony oraz zgodnie z równaniem:
+ → + ,
co w dalszej kolejności prowadzi do utworzenia następującej kompozycji:
.
A to z kolei może prowadzić dalej do krystalizacji ubogiego w wapń apatytu (gdy x=1)[14].
Spośród przedstawionych w Tabeli 1. rodzajów fosforanów wapnia w zastosowaniach biomedycznych wykorzystywany jest głównie hydroksyapatyt, HA.
3.3. Hydroksyapatyt
Najpowszechniejszym z fosforanów wapnia jest hydroksyaptyt Ca10(PO4)6(OH)2, jest on materiałem najbardziej zbliżonym do mineralnego składnika kości. Dzięki temu też wykazuje zdolność do wspierania apatytu kostnego na powierzchni kości i w obecności płynów ustrojowych jest najbardziej stabilnym materiałem ceramicznym.
22 Syntetyczny HA jest bioaktywnym materiałem a jego osseokonduktywność (w zależności od porowatości) jest odpowiednia dla regeneracji tkanki kostnej [9]. Na rys. 4 przedstawiono krystaliczną strukturę hydroksyapatytu:
Rysunek 4 Krystaliczna budowa komórki elementarnej hydroksyapatytu Ca10(PO4)6(OH)2
[9]
Biorąc pod uwagę parametry sieci krystalicznej hydroksyapatytu (a=0,95 i c=0,68 nm) oraz jego symetrię (heksagonalną) najprawdopodobniej jego komórka elementarna będzie umieszczona wzdłuż osi c. Wyjaśniałoby to preferowaną orientację pozwalająca na zorientowany wzrost kryształu wzdłuż osi c oraz podobną do igły morfologię.
HA wykazuje dobre właściwości jako biomateriał dokostny ze względu na swoją biokompatybilność, bioaktywność, osseokonduktywność, bezpośrednie wiązanie z kością itp.
Ze względu na dużą różnorodność obecnie znanych fosforanów wapnia ważna jest znajomość współczynnika Ca/P, kwasowości oraz rozpuszczalności. Im niższy współczynnik Ca/P tym większa jest kwasowość oraz rozpuszczalność. Dla Ca/P < 1 zarówno kwasowość jak i rozpuszczalność są bardzo wysokie i oba te parametry spadają drastycznie dla Ca/P wynoszącego 1.67 (wartość ta odpowiada natywnemu HA). Dlatego też współczynnik Ca/P jest użytecznym parametrem.
23
HA często współistnieje z beta-triwapniowym fosforanem w różnych proporcjach.
Co więcej, gdy HA jest ogrzewany do temperatury 1050oC zaczyna konwertować do beta-triwapniowego fosforanu.
HA charakteryzuje się zdolnością do zmian w jego trzech sieciach krystalicznych.
Żaden z biologicznych HA nie wykazuje stechiometrycznego stosunku Ca/P, ale wszystkie występują w tkankach, które są związane ze wzrostem krystaliczności. Tendencje do zmiany we wspomnianych trzech sieciach krystalicznych mają niezwykłe fizjologiczne znaczenie, ponieważ w młodszych tkankach mniej krystaliczne tkanki mogą rozwijać się i rosnąć szybciej podczas, gdy inne elementy niezbędne podczas wzrostu są magazynowane.
Wszystko to jest związane z wysoce niestechiometryczną jakością HA, który jest przeznaczony dla włączania substytucyjnego różnej liczby różnych jonów takich jak: Na+, K+, Mg2+, Sr2+, Cl-, F-, HPO42-
itp.
Im bardziej krystaliczny staje się HA tym bardziej skomplikowana wymiana i wzrost kości. W tym sensie wart jest podkreślenia fakt, że kość jest prawdopodobnie bardzo ważnym systemem detoksykacyjnym dla metali ciężkich ze względu na łatwość w podstawianiu w cząsteczkach HA. Metale ciężkie w postaci nierozpuszczalnych fosforanów mogą być zachowane w tkankach kostnych bez ważnych zmian dla ich właściwości strukturalnych. [9]
24
4. Przegląd metod powierzchniowej modyfikacji Ca-P pozwalającej na
zwiększenie biozgodności i
bioaktywności powierzchni dokostnych biomateriałów metalicznych
Główną cechą, którą musi spełniać materiał wykorzystywany do zastosowań jako implant dokostny jest odpowiednia wytrzymałość mechaniczna. Przy obecnym stanie wiedzy najodpowiedniejsze w związku z tym są materiały metaliczne, które znalazły szerokie zastosowanie w różnych dziedzinach medycyny takich jak ortopedia, czy też stomatologia.
Jednakże wytrzymałość mechaniczna to nie wszystko – ważna jest również odpowiednia współpraca z otaczającą tkanką. Dlatego też stosuje się różne metody modyfikacji powierzchniowej metalicznych materiałów dokostnych. Wśród tych materiałów najpowszechniejsze są stopy tytanu, których wytrzymałość mechaniczna zbliżona jest do wytrzymałości kości.
4.1. Materiały stopowo-tytanowe implantów dokostnych
Tytan jest pierwiastkiem rozpowszechnionym w przyrodzie, nie występującym w stanie wolnym. Szacuje się, że jego zawartość w skorupie ziemskiej wynosi 0,43% mas.
Istnieje wiele sposobów otrzymywania tego pierwiastka z jego rud. Jednym z tych sposobów jest np. wzbogacanie grawitacyjne rudy w celu uzyskania koncentratu o zawartości od 40- 99% TiO2 połączone z:
• ługowaniem powstałego koncentratu kwasem siarkowym lub topnieniem z alkaliami i otrzymaniu czystego TiO2,
• chlorowaniem TiO2 (który przechodzi w TiCl4),
• redukcją TiCl4 za pomocą magnezu na gąbkę tytanową,
25
• oczyszczaniem gąbki łukiem elektrycznym w atmosferze ochronnej helu lub argonu.
Obecnie tytan jest powszechnie dostępnym i stosowanym materiałem charakteryzującym się dodatkowo podwyższoną odpornością korozyjną.
Czysty tytan występuje w dwóch odmianach alotropowych: α oraz β. Obie te fazy różnią się sposobem krystalizacji.
Na rys. 5 przedstawiono schemat komórki elementarnej tytanu α oraz β:
a) b)
Rysunek 5 Schemat komórki elementarnej tytanu: a) typ α, b) typ β
Odmiana α krystalizuje w układzie heksagonalnym i występuje w zakresie temperatur od temperatury otoczenia do 882,5oC. Odmiana ta ma budowę zbliżoną do budowy przestrzennej bardziej rozpowszechnionego cynku. Nagrzewanie i chłodzenie tytanu w temperaturze 882,5oC powoduje przejście z odmiany alotropowej α w odmianę β, co powoduje zmniejszenie objętości i zmianę właściwości fizycznych tytanu.
Odmiana β ma strukturę przestrzennie centrowaną. Badania wykazały, że podobną strukturę w temperaturze pokojowej posiada żelazo.
Podstawową wadą tytanu jest jego stosunkowo mała wytrzymałość mechaniczna oraz niska wytrzymałość zmęczeniowa. Wady te można usunąć poprzez dodatek do tytanu pierwiastków stopowych powodujących zmniejszenie gęstości, przez co stopy tytanu pod względem właściwości mechanicznych sytuują się między aluminium a stalą.
26 Stopy tytanu charakteryzują się przeciętną gęstością wynoszącą 4,5 g/cm3 i wytrzymałością na rozciąganie wynoszącą ok. 1300 MPa.
Wprowadzenie pierwiastków stopowych powoduje zmianę temperatury przemiany fazowej i struktury stopów. Temperatura ta może ulec albo obniżeniu albo podwyższeniu w zależności od dodatków stopowych.
Do pierwiastków stabilizujących fazę α należą: Al, Ga, La, Ca, O, N, C. Wśród tych pierwiastków glin stanowi podstawowy pierwiastek stabilizujący, natomiast jako pierwiastka towarzyszącego używa się cynku. Taki stop formowany jest w temperaturze trwałości fazy β, jednakże późniejsze ochładzanie układu powoduje przejście do fazy α. Tlen, azot i węgiel mimo, że stanowią również pierwiastki stabilizujące fazę α, są wykorzystywane w znacznie mniejszym stopniu ze względu na wykazaną szkodliwość.
Wśród stopów tytanu wyróżnia się również tzw. stopy prawie α, w których obecne są różne dodatki stopowe, które posiadają zdolność utrwalania również fazy β, ale w tak niewielkiej ilości, że dominującą fazą pozostaje nadal faza α. Przykładem takiego stopu jest stop tytanu zawierający 2% aluminium oraz 2% cyny.
Do pierwiastków stabilizujących fazę β należą: Nb, V, Mo, Cr, Fe, Co, Ni, Ta, W, Pb, Be, Mn. Po dodaniu tych pierwiastków zawęża się obszar trwałości fazy α i możliwa jest trwała obecność fazy β w niższych temperaturach. W stopach pierwiastki stabilizujące fazę β występują często wraz z aluminium.
Najczęściej w stopach tytanu występują układy dwufazowe, nawet jeśli określane są mianem jednofazowych. Zasadniczo w stopach tytanu występuje zarówno faza α, jak i β w różnych postaciach i różnych udziałach ilościowych.
Tym co wyróżnia tytan oraz jego stopy spośród innych materiałów jest ich odporność korozyjna, gdyż są one odporne nawet na działanie wilgotnego chloru, który jest zdolny do całkowitego zniszczenia austenicznych stali chromowo-niklowych.
W zastosowaniach medycznych dużą zaletę tytanu i jego stopów stanowi ich moduł sprężystości, ponieważ powoduje on lepszą, w porównaniu z innymi biomateriałami metalicznymi – głównie stopami kobaltu, współpracę biomechaniczną z kością okołoimplantową [15, 16].
27
4.2. Metody fizyczne modyfikacji powierzchni biomateriałów metalicznych
W celu modyfikacji powierzchni tytanu i jego stopów opracowano wiele różnych metod [17, 18, 23]. Na rys. 6 przedstawiono schemat podziału fizycznych metod modyfikacji powierzchni tytanu i jego stopów. Schemat ten został zaproponowany na podstawie analizy 82 prac z lat 2000-2016 i stanowi opracowanie własne doktoranta.
Wśród metod fizycznych wyróżnia się: natryskiwanie cieplne, niskotemperaturową, kolizję dużej szybkości (ang. low temperatute high speed collision, LTHSC), osadzanie laserem impulsowym, fizyczne osadzanie z fazy gazowej oraz implantację jonową [18, 19-25].
28 Rysunek 6 Podział fizycznych metod modyfikacji powierzchniowej materiałów i biomateriałów (na podstawie analizy 82 źródłowych prac
literaturowych z lat 2000-2016, oprac. własne
29
4.2.1. Natryskiwanie cieplne
Natryskiwanie cieplne jest to proces, w którym materiał jest stapiany, a następnie w postaci kropel wprowadzany na daną powierzchnię, na której odpowiednie cząstki łączą się z nią i kondensują. Do natryskiwania cieplnego zaliczyć można natryskiwanie plazmowe, które łącznie z natryskiwaniem atmosferycznym (APS) i pod próżnią (VPS) jest jednym z przykładów pośredniego użycia łuku elektrycznego do stopienia i napylenia materiału na powierzchnię. Wysoka gęstość energii dostępna w strumieniu plazmy pozwala na szybkie wyrzucenie natryskiwanej plazmy na ustawioną powierzchnię materiału w obszarze termalnego natryskiwania [25].
Metoda ta jest szeroko stosowaną metodą przygotowywania i wytwarzania bezcementowych endoprotez stawów biodrowych. Jednakże warstwa HA osadzonego przy pomocy tej metody na powierzchni dokostnej implantu jest skłonna do degradacji w środowisku płynu ustrojowego. Podczas procesu natryskiwania proszek poddawany jest działaniu wysokiej temperatury przekraczającej punkt topnienia. Stopione porcje cząstek mogą wykrystalizować się na powierzchni materiału natryskiwanego lub utworzyć amorficzne związki fosforanu wapnia. Szybkie schłodzenie, które z reguły towarzyszy metodzie plazmowego natryskiwania ogranicza możliwości krystalizacji [26, 27, 11].
Główną wadą takiego sposobu modyfikacji powierzchni tytanu hydroksyapatytem jest słaba adhezja plazmowo natryskiwanego HA na powierzchni tytanu. Siła wiązań pomiędzy HA a tytanem zmniejsza się wraz ze wzrostem czasu zanurzenia w SBF (ang. simulated body fluid). Dodatkowo ze względu na to, że jest to tzw. metoda „na linii widzenia” jest ona nieodpowiednia do modyfikacji materiałów o skomplikowanych kształtach [25].
Ponieważ metoda natryskiwania cieplnego jest wysokotemperaturową metodą, to w celu uniknięcia utleniania powierzchni tytanu proces prowadzi się w komorze próżniowej w środowisku argonu.
Yang i współprac. [28] prowadzili badania procesu modyfikacji powierzchni tytanu z zastosowaniem natryskiwania plazmowego. Na powierzchnię proszku tytanowego natryskiwali stopione cząstki proszku HA o wielkości 45-125 µm. Wykazali oni, że wytworzone połączenie HA-Ti wykazuje słabą siłę wiązania pomiędzy powierzchnią implantu a warstwą powierzchniową HA.
30 Lu i współprac. [29] w celu wytworzenia warstw HA na powierzchni tytanowego substratu posłużyli się mieszaniną krystalicznego proszku HA oraz TiO2. Następnie po procesie natryskiwania plazmowego poddawali próbki obróbce termicznej w temperaturze 650oC. Wykazali oni, że dodatek TiO2 wpływa pozytywnie na mechaniczne oraz biologiczne właściwości wytworzonych warstw HA.
Hu i współprac. [30] wytworzyli warstwy HA na powierzchni tytanowych substratów (poddanych wcześniejszemu piaskowaniu oraz obróbce kwasowej) stosując natryskiwanie plazmowe jako etap przejściowy. W pierwszej kolejności z wykorzystaniem metody natryskiwania plazmowego poddali tytanowe substraty obróbce CO2, a następnie inkubowali je w roztworze SBF. Wykazali oni, że zastosowanie obróbki plazmowej CO2 zwiększyło hydrofilowość tytanowego substratu, przyczyniając się do zwiększenia ilości grup hydroksylowych na jego powierzchni, co z kolei wpłynęło na zwiększenie ilości formowanego HA na powierzchni tytanowego substratu.
Wykazali oni, że było to spowodowane tym, iż plazmowa obróbka CO2 wpływa na zwiększenie ilości ujemnych ładunków na powierzchni tytanowego substratu co wpływa z kolei pozytywnie na nukleację HA.
Xue i współprac. [31] badali z kolei możliwość wytworzenia porowatych warstw HA na powierzchni tytanowego substratu poddanego wcześniejszej obróbce alkalicznej. Wykazali oni, że zastosowanie wstępnej obróbki alkalicznej wpływa na zwiększenie wytrzymałości adhezyjnej wytworzonych warstw HA i zwiększa wczesną fiksację poprzez wrastanie kości w pory.
4.2.2. Metoda LTHSC
Metoda LTHSC (ang. Low Temperature High Speed Colision) jest to metoda, w której cząstki hydroksyapatytu po umieszczeniu w zbiorniku proszkowym kierowane są wraz z gazem transportowym przez specjalną dyszę na powierzchnię modyfikowanego materiału.
Lee i współprac. [32] używali azotu (w komorze gazu panowało ciśnienie 10-3 torra).
Odległość między dyszą a tytanowym substratem wynosiła 1 cm. Strumień proszku HA wychodzący z dyszy kolidował z powierzchnią Ti formując na jej powierzchni warstwę HA.
31 Metoda ta została opracowana jako alternatywa dla natryskiwania plazmowego, w czasie którego stosuje się wysokie temperatury, ale jakość uzyskiwanego tu pokrycia jest raczej słaba (otrzymywane pokrycie jest niestechiometryczne, charakteryzuje się niehomogeniczną mikrostrukturą, amorficznym pokryciem – szybkie schładzanie uzyskiwanego pokrycia uniemożliwia krystalizację) [32].
4.2.3. Impulsowe osadzanie laserowe
Technika PLD (ang. Pulsed Laser Deposition) jest używana do osadzania wysokiej jakości filmów. Metoda ta wykorzystuje wysoką energię impulsów laserowych (zazwyczaj 108W*cm-2) do stopienia, ewaporacji i jonizacji materiału z powierzchni materiału.
Ten proces ablacji daje krótkotrwały, wysoce świetlny pióropusz plazmy, który szybko powiększa się na powierzchni materiału docelowego. Odpowiedni materiał ulega kondensacji na powierzchni substratu, w wyniku czego dochodzi do wzrostu odpowiedniego filmu.
Najistotniejsze procesy zachodzą podczas transferu materiału na powierzchnię substratu i są one nie do końca zrozumiałe, dlatego też coraz większa liczba badaczy prowadzi badania w tym zakresie.
PLD jest techniką, która wykorzystuje energię impulsów laserowych do usunięcia materiału z powierzchni celu. W dalszej kolejności materiał w formie gazowej, zawierającej cząstki neutralne, jony, elektrony itp., nazywany pióropuszem plazmy jest usuwany szybko z powierzchni celu. Wzrost filmu następuje na powierzchni substratu w wyniku kondensacji plazmy. W praktyce na cały proces, składa się wiele różnych właściwości, takich jak:
ciśnienie gazu w komorze i temperatura substratów. Te różnorodności pozwalają na regulowanie właściwości filmu tak, żeby dopasować je do indywidualnych potrzeb. Jednakże dobranie właściwych parametrów procesu może wymagać dłuższego czasu. Badania nad PLD koncentrowały się na empirycznej optymalizacji warunków osadzania dla indywidualnych materiałów bez zagłębiania się w zrozumienie procesów występujących podczas transportu materiału z celu do substratu. Na rys. 7 przedstawiono schemat aparatury umożliwiającej prowadzenie konwencjonalnego procesu PLD.
32 Rysunek 7 Schemat aparatury wykorzystywanej do przeprowadzenia konwencjonalnego
procesu PLD wraz z zaznaczeniem podstawowych części układu
Technika PLD posiada wiele zalet w porównaniu do innych metod osadzania:
1 Zdolność przenoszenia stechiometrycznych ilości materiałów do substratu, np. dokładny skład chemiczny skomplikowanych materiałów może zostać odtworzony w osadzanym filmie,
2. Relatywnie wysoki współczynnik gęstości zazwyczaj 100 A/min może zostać osiągnięty poprzez moderację wiązki laserowej a kontrola cienkości filmu w czasie rzeczywistym może zostać osiągnięta poprzez proste włączanie i wyłączanie lasera,
3. Fakt, że laser używany jest jako zewnętrzne źródło energii daje w rezultacie czysty proces bez żadnych włókien. Dzięki czemu osadzanie może zachodzić zarówno w obecności inertnych jak i reaktywnych gazów,
4. Zastosowanie obudowanych różnych materiałów pozwala na wytwarzanie multiwarstw bez konieczności tracenia próżni podczas zmiany materiału.
Wbrew wszystkim tym zaletom przemysłowe zastosowanie PLD było do tej pory ograniczone. Można tutaj wyróżnić trzy podstawowe powody:
1. Pióropusz plazmy wytwarzany podczas ablacji laserowej jest silnie ukierunkowany do przodu, dlatego też grubość materiału na substracie jest wysoce niejednorodna a skład
