Politechnika Poznańska

(1)

Politechnika Poznańska

Wydział: Budowy Maszyn i Zarządzania

mgr inż. Jeremiasz Krzysztof Koper

Praca doktorska

„Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu”

Obszar wiedzy – nauki techniczne Dziedzina – nauki techniczne Dyscyplina – inżynieria materiałowa

Promotor: dr hab. inż. Jarosław Jakubowicz, prof. nadzw. PP

Poznań, październik 2015

(2)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 2 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

Spis treści

Streszczenie ... 5

Wykaz ważniejszych oznaczeń ... 7

1.Wstęp ... 8

2. Stan zagadnienia ... 9

2.1. Implant w organizmie ... 9

2.1.1. Rodzaje wszczepów ... 10

2.1.2. Wymagania stawiane biomateriałom ... 13

2.1.3. Materiały inżynierskie stosowane na wszczepy ... 14

2.1.4. Reakcja organizmu na implant ... 18

2.1.5. Degradacja biomateriałów i związane z tym reakcje ... 24

2.1.6. Wpływ stanu powierzchni wszczepu na biozgodność i proces osteointegracji ... 29

2.2. Tytan w zastosowaniach biomedycznych ... 32

2.2.1. Właściwości i zastosowanie tytanu ... 32

2.2.2. Rodzaje obróbki powierzchni tytanu dla celów biomedycznych ... 35

2.2.2.1. Utlenianie powierzchni tytanu w gazach ... 35

2.2.2.2. Piaskowanie ... 36

2.2.2.3. Modyfikacja w roztworach kwaśnych ... 37

2.2.2.4. Utlenianie anodowe ... 37

2.2.2.5. Napawanie ... 40

2.2.2.6. Adsorpcja jonów ... 40

2.2.2.7. Wytwarzanie warstw innych materiałów ... 41

2.3. Utlenianie anodowe... 43

2.3.1. Zastosowanie utleniania anodowego ... 44

2.3.2. Czynniki wpływające na efekty utleniania anodowego ... 45

2.3.3. Utlenianie anodowe tytanu - podstawy teoretyczne ... 45

2.3.4. Utlenianie anodowe tytanu - dotychczasowe osiągnięcia ... 49

2.4. Analiza stanu zagadnienia - wnioski ... 54

3. Cel, tezy pracy i zakres badań ... 55

4. Metodyka badań ... 56

4.1. Przygotowanie próbek do utleniania anodowego ... 56

4.2. Utlenianie anodowe... 56

4.3. Mikroskopia SEM ... 57

4.4. Mikroskopia AFM... 57

4.5. Mikroskopia konfokalna ... 57

(3)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 3

4.6. Badania strukturalne XRD ... 57

4.7. Pomiary korozyjne ... 58

4.8. Osadzanie srebra ... 58

4.9. Pomiary zwilżalności powierzchni ... 59

4.9. Badania XPS ... 59

4.10. Badania biozgodności ... 60

5. Wyniki badań ... 62

5.1. Efekty utleniania anodowego ... 62

5.2. Wyniki badań strukturalnych XRD ... 64

5.3. Wyniki badań SEM i AFM ... 65

5.3.1. Utlenianie anodowe w roztworze 2M H

3

PO

4

... 66

5.3.2. Utlenianie anodowe w roztworze 2M H

₃

PO

₄

+ 0,2 % HF ... 74

5.3.3. Utlenianie anodowe w roztworze 2M H

₃

PO

₄

+ 1 % HF ... 82

5.3.4. Utlenianie anodowe w roztworze 2M H

3

PO

4

+ 2 % HF ... 90

5.3.5. Analiza parametrów chropowatości ... 97

5.3.6. Utlenianie anodowe w roztworze 1% HF z różną zawartością kwasu H

3

PO

₄

... 98

5.4. Wyniki pomiarów odporności korozyjnej ... 102

5.5. Wyniki osadzania srebra ... 105

5.6. Wyniki pomiarów zwilżalności powierzchni ... 114

5.7. Wyniki XPS ... 120

5.8. Wyniki badania biozgodności ... 121

5.9. Utlenianie anodowe zastosowane na powierzchni komercyjnego implantu ... 125

6. Dyskusja wyników i podsumowanie ... 126

7. Wnioski końcowe i wytyczenie dalszych kierunków badań ... 130

8. Literatura ... 132

(4)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 4 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

Podziękowania Pragnę serdecznie podziękować mojemu promotorowi dr. hab. inż. Jarosławowi Jakubowiczowi prof. nadzw. PP za pomoc w prowadzonych badaniach i niezastąpione wsparcie naukowe jakim mnie obdarzył w trakcie trwania studiów doktoranckich.

Podziękowania składam również pracownikom Instytutu Inżynierii Materiałowej PP za ciepłe przyjęcie, pomoc i opiekę. W szczególności pracownikom technicznym za pomoc w przygotowywaniu próbek Panu mgr. inż. Janowi Jakubowskiemu oraz pomoc w badaniach SEM Pani mgr inż. Ewie Lencznerowicz. Podziękowania należą się również moim kolegom ze studiów doktoranckich mgr. inż. Dariuszowi Bartkowskiemu oraz mgr. inż. Kamilowi Kowalskiemu za ciekawe dyskusje na tematy naukowe, które pozwoliły mi spojrzeć na wiele spraw z innej perspektywy.

Składam szczególne podziękowania mojej najbliższej rodzinie za nieoceniony wkład i pomoc

w moim wcześniejszym kształceniu.

(5)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 5 Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie wysokonapięciowego

utleniania anodowego tytanu

Streszczenie

Cel: Zbadanie procesu wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu w elektrolicie zawierającym 2M kwasu ortofosforowego z dodatkiem kwasu fluorowodorowego pod kątem zastosowań biomedycznych (wszczepy).

Materiały i metody: W badaniach zastosowano próbki tytanu (99,6%) o średnicy 10mm i wysokości 5mm. Próbki poddano utlenianiu anodowemu w elektrolicie 2M H

3

PO

4

+ 0÷2% HF przy napięciu 30÷240V w czasie 30min. Wytworzone powierzchnie tlenkowe zbadano za pomocą Elektronowego Mikroskopu Skaningowego (SEM), Mikroskopu Sił Atomowych (AFM), dyfraktometru rentgenowskiego (XRD) i oceniono odporność korozyjną w roztworze Ringera. Na podstawie uzyskanych wyników wyznaczono serię próbek do dalszych badań. Na wybranej serii przeprowadzono proces osadzania cząstek srebra metodą elektrolityczną. Podczas osadzania srebra zastosowano elektrolit zawierający 0,01M HNO

3

+ 0,01M AgNO

₃

przy napięciu -1V (względem OCP) w czasie 60s.

Powierzchnie wybranych próbek poddano badaniom zwilżalności (statycznej i dynamicznej) z dodatkowym wygrzewaniem w temperaturze 120

⁰

C. Wykonano badania spektroskopii fotoelektronów (XPS) oraz biozgodności in vitro na komórkach ludzkich fibroblastów i osteoblastów.

Zastosowano proces utleniania anodowego na komercyjnie stosowanym implancie.

Wyniki: Próbki tytanu po utlenianiu anodowym charakteryzowały się różną morfologią, silnie zależną od zastosowanego elektrolitu oraz napięcia anodowego. Mała zawartość HF w elektrolicie sprzyjała powstawaniu płaskich warstw tlenkowych z obecnością wykwitów korozyjnych. Zawartość 2% HF w elektrolicie sprzyjała silnemu wytrawianiu tlenków. W elektrolicie zawierającym 1% HF obserwowano równowagę pomiędzy szybkością tworzenia się tlenków a ich wytrawianiem.

Dla wszystkich próbek, począwszy od napięcia 180V, obserwowano utlenianie wspomagane ogniskami plazmy. Wszystkie próbki cechują się dobrą odpornością korozyjną oraz strukturą odpowiednią dla celów medycznych. Na wybranej serii próbek utlenionych w elektrolicie 2M H

₃

PO

₄

+ 1% HF przeprowadzono proces osadzania cząstek srebra. Osadzone cząstki przyjęły postać dendrytów wyrastających bezpośrednio z porów w warstwie tlenkowej. Statyczne badania zwilżalności klasyfikują większość próbek w zakresie silnej bioadhezji (<55

⁰

). Badania dynamicznej zwilżalności dla wybranych próbek wykazały ich superhydrofilowość. Wygrzewanie próbek utlenionych anodowo spowodowało ich dalsze utlenienie i krystalizację tlenków TiO

₂

z fazy amorficznej oraz pogorszenie zwilżalności. Badania XPS wykazały obecność Ti

⁺³

w warstwie wierzchniej co odpowiada tlenkom Ti

2

O

3

. Badania biozgodności in vitro na próbce utlenionej w elektrolicie 2M H

3

PO

4

+ 1% HF przy napięciu 210V wskazują na jej przydatność dla celów medycznych. Osadzone cząstki srebra zwiększyły żywotność i przeżywalność komórek w badaniach biozgodności in vitro. Anodowanie komercyjnego implantu wskazało na możliwość przeniesienia opracowanej technologii na odmienne materiały i podłoża bez utraty jakości uzyskanych warstw.

Podsumowanie: Możliwe jest wytworzenie anodowej warstwy tlenkowej na tytanie o właściwościach odpowiednich do zastosowań medycznych. Najlepszą warstwę tlenkową uzyskano podczas anodowania tytanu w elektrolicie 2M H

₃

PO

₄

+ 1% HF przy napięciu 210V z późniejszym osadzeniem cząstek srebra. Uzyskana warstwa charakteryzowała się dużą chropowatością, dobrą zwilżalnością, wysoką odpornością korozyjną i odpowiednią biozgodnością.

Słowa kluczowe: tytan, utlenianie anodowe, elektrochemia, srebro, zwilżalność, biozgodność in vitro.

(6)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 6 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

The porous layers for medical application made by a process of high-voltage anodic oxidation of titanium

Abstract

Purpose: Examination the process of high voltage anodic oxidation of titanium in electrolyte containing 2M orthophosphoric acid with addition of hydrofluoric acid for biomedical applications (implants).

Materials and Methods: On the study used titanium samples (99.6%) having a diameter of 10mm and a height of 5mm. Samples were anodized in an electrolyte 2M H

3

PO

4

+ 0÷2% HF at a voltage of 30÷240V during 30min. Obtained oxide surface was examined by scanning electron microscope (SEM), Atomic Force Microscope (AFM), X-ray diffractometer (XRD) and corrosion resistance in Ringer solution. The obtained results allow identified a series of samples for further testing. On the selected series was executed deposition process of silver particles carried out by the electrolytic method. In time the deposition of silver used electrolyte containing 0.01M HNO

3

+ 0.01M AgNO

3

at a voltage of -1V (vs. OCP) during 60s. Some specimens were wettability tested (dynamic and static) with additional annealing at a temperature of 120

⁰

C. Investigations of photoelectron spectroscopy (XPS) and biocompatibility in vitro on human cells fibroblasts and osteoblasts was done. Anodic oxidation process was carried out on commercially implant.

Results: Samples of titanium after anodization have morphology that is strongly dependent on the specific electrolyte and anodic voltage. Low concentration of HF in the electrolyte promoted the formation of flat layers and the presence of corrosive efflorescence. The content of 2% HF in the electrolyte conducive to strong etching of oxide surface. The electrolyte containing 1% HF give the balance between the rate of oxide formation and the etching. For all samples starting from the voltage 180V oxidation process was assisted with the foci of plasma. All the samples have good corrosion resistance and the crystalline structure suitable for medical application. On the selected series of samples, oxidized in an electrolyte 2M H

₃

PO

₄

+ 1% HF was carried out the deposition process of the silver particles. Deposited particles took the form of dendritic and grow directly from the pores in the oxide layer. Static wettability test classify the majority of samples in the field of strong bioadhesion (<55

⁰

). The study of dynamic wettability test for selected samples have shown their superhydrophilicity. Annealing the samples resulted in their further oxidation and crystallization of the oxide TiO

₂

from amorphous phase and the deterioration of wettability. XPS analysis showed the presence of Ti

⁺³

in the surface layer corresponding to the oxides Ti

₂

O

₃

. Biocompatibility studies in vitro on a sample oxidized in the electrolyte 2M H

3

PO

4

+ 1% HF at a voltage of 210V indicate its usefulness for medical purposes. The deposited silver particles allowed for increased viability and survival rate of human cells in studies of biocompatibility. Anodizing process of commercial implant indicates the possibility of transferring the developed technology for different materials and substrate without losing the quality of results.

Summary: It is possible to produce the anodic oxide layer on titanium with properties suitable for medical applications. The best oxide layer was obtained during the anodizing the titanium in the electrolyte 2M H

3

PO

4

+ 1% HF at a voltage of 210V with additional deposition of the silver particles. The resulting oxide film was characterized by a high roughness, good wettability, high corrosion resistance and appropriate biocompatibility.

Keywords: titanium, anodic oxidation, electrochemistry, silver, wettability, in vitro biocompatibility

(7)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 7 Wykaz ważniejszych oznaczeń

Właściwości wytrzymałościowe

R

m

Wytrzymałość na rozciąganie [MPa]

Re

0,2

Umowna granica plastyczności [MPa]

R

c

Wytrzymałość na ściskanie [MPa]

R

g

Wytrzymałość na zginanie [MPa]

E Moduł Younga [MPa]

A Wydłużenie, przy rozciąganiu [%]

Z Przewężenie, przy rozciąganiu [%]

Z

go

Wytrzymałość zmęczeniowa materiału na zginanie obukierunkowe [MPa]

K

Ic

Krytyczny współczynnik intensywności naprężeń [MPa·m

^1/2

] HB Twardość Brinella

HV Twardość Vickersa Parametry powierzchni

Ra Średnie arytmetyczne odchylenie profilu od linii średniej [µm]

Rt Całkowita wysokość profilu [µm]

Av Średnia wysokość profilu [µm]

Δs Przyrost powierzchni właściwej [%]

Sa Średnie odchylenie arytmetyczne (pomiar powierzchniowy) Sz Wysokość 10 punktów powierzchni (pomiar powierzchniowy) Sv Maksymalna głębokość doliny (pomiar powierzchniowy) Oznaczenia związane z pomiarami korozyjnymi

I (A) Natężenie prądu elektrycznego [A]

E (V) Napięcie prądu elektrycznego [V]

i Gęstość prądu anodowego [A/m

²

] I Gęstość prądu elektrycznego [A/cm

²

] I

corr

Prąd korozyjny [A/cm

²

]

E

corr

Potencjał korozyjny [V]

OCP Napięcie obwodu otwartego [V]

Techniki badawcze

SEM Elektronowy mikroskop skaningowy AFM Mikroskop sił atomowych

XRD Dyfrakcja rentgentgenowska

EDS Spektroskopia w zakresie emisji promieniowania rentgenowskiego XPS Rentgenowska spektroskopia fotoelektronów

Pozostałe oznaczenia

i

0

Gęstość prądu wymiany [A/cm

²

] H Natężenie pola elektrycznego [V/cm]

ϕ Energia aktywacji dyfuzji jonów [J]

s Długość skoku jonów w przestrzeni międzywęzłowej [m]

q Ładunek jonów [C]

k Stała Boltzmana [J/K]

T Temperatura [K]

M Masa molowa składnika warstwy anodowej [g/mol]

q Gęstość składnika warstwy anodowej [g/m

³

]

n Liczba elektronów

F Stała Faradaya [C]

z Stopień utlenienia pierwiastka

K Stała dysocjacji

(8)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 8 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

1.Wstęp

Żyjemy obecnie w XXI w., otoczeni zewsząd technologiami, których istnienie jeszcze 100 lat temu było trudne do przewidzenia. Na skutek licznych otaczających nas udogodnień zmienił się nie tylko styl życia, ale również sposób myślenia o życiu doczesnym. Jako ludzie chcemy zachować pełną sprawność psychofizyczną tak długo, jak to jest możliwe. Tymczasem gwałtowny rozwój medycyny w XX w. przyczynił się do znacznego wydłużenia oczekiwanej długości życia z niecałych 50. do obecnych 70 lat. Co za tym idzie, wiele dolegliwości, które dotykały niewielkiej części populacji, obecnie są zmartwieniem większości. Jednocześnie żyjemy w coraz bardziej zmienionym środowisku w stosunku do tego, do którego przystosował się nasz organizm w wyniku ewolucji. Wszystko to razem przyczynia się do wciąż narastającego problemu funkcjonowania powszechnej służby zdrowia, którego rozwiązania należy szukać u podstaw ekonomii, systemów działania państw i etyki.

Wraz z wiekiem człowieka dochodzi do znacznego zużycia organów. Szkielet będący naszą konstrukcją nośną ulega osłabieniu, natomiat mózg w wielu przypadkach nie jest już tak sprawny jak u młodych osobników. Efekty tych zjawisk są obecnie coraz bardziej dostrzegalne u osób starszych. Z tego powodu prowadzone są intensywne badania, których celem jest podniesienie jakości życia oraz możliwości zastępowania nadwyrężonych tkanek. Przyczynia się to do dalszego intensywnego rozwoju medycyny w tym zakresie, dla którego w świetle obecnych dokonań jedyną barierą zdają się być jedynie fundusze przeznaczone na badania.

Jednym z intensywnie rozwijających się nurtów nauki związanych z polepszeniem jakości życia

ludzi są biomateriały. Udowodniono, że zainteresowanie ludzkości materiałami mogącymi

zastępować części ciała sięga starożytności, kiedy to stosowano muszle czy też części kości bawołu

do uzupełniania brakujących zębów. Obecnie stosuje się coraz lepsze materiały, które znajdują

zastosowanie na endoprotezy, implanty dentystyczne, implanty kosmetyczne i inne elementy

mające przez pewien czas być utrzymywane w organizmie człowieka bez uszczerbku dla jego

zdrowia. Jednym z przełomów w zakresie badań nad biomateriałami było odkrycie, dokonane przez

Ingvara Branemarka i jego zespół w latach 50 XX w., zdolności do osteointegracji tytanu

z komórkami ludzkimi. Od tego czasu dokonano wielu zmian w stosowanych implantach

na uzupełnienie tkanek twardych. Obecnie najbardziej obiecującymi badaniami w zakresie

możliwości uzupełniania brakujących tkanek jest hodowla narządów, wyhodowanych w sztucznych

warunkach bezpośrednio z komórek macierzystych przyszłego biorcy. Prace nad takimi

rozwiązaniami potrwają jednak jeszcze długi czas i z pewnością koszt ich zastosowania w praktyce

będzie duży. Z tego powodu istotne jest w dalszym ciągu rozwijanie technologii związanych

z biomateriałami metalowymi, ceramicznymi i kompozytowymi. Materiały takie już w tym

momencie zapewniają niemal stuprocentową pewność powodzenia zabiegu oraz utrzymania

implantu w organizmie przez zaprojektowany czas. Prowadzone są również badania mające na celu

doprowadzenie struktury, morfologii powierzchni i bioaktywności materiałów do poziomu

optymalnego, w którym wszczepiony implant nie tylko będzie zastępował uszkodzoną tkankę, ale

również przyspieszy procesy gojenia i zwiększy komfort pacjenta.

(9)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 9

2. Stan zagadnienia

Aby zrozumieć czym są, jak zostały zrobione oraz jak działają współczesne implanty na bazie tytanu, niezbędne jest wprowadzenie. Przedstawiona w tym rozdziale historia stosowania implantów przez człowieka, ich rodzaje oraz właściwości jakie muszą spełnić pozwoli na szersze zrozumienie tematu. Wraz z rozwojem implantów rozwinęła się również wiedza dotycząca biomateriałów (Substancja inna niż lek lub kombinacja substancji syntetycznych lub naturalnych, która może być użyta w dowolnym czasie jako część lub całość systemu, zastępując tkankę lub organ, lub pełniąc jego funkcję wg European Society for Biomaterials) oraz wiedza na temat reakcji organizmu na implanty. Ze względu na swoją wyjątkową zdolność do osteointegracji, tytan jako jeden z biomateriałów odgrywa od wielu lat znaczącą rolę w tej dziedzinie. Pomimo dużego doświadczenia w stosowaniu tego materiału, wciąż prowadzone są badania mające na celu udoskonalenie jego właściwości. Obecnie oprócz modyfikacji składu chemicznego implantów oraz ich kształtów modyfikuje się również ich powierzchnię, co ma na celu przyspieszenie procesów gojenia i osteointegracji implantów w ciele ludzkim.

2.1. Implant w organizmie

Doniesienia historyczne potwierdzają, że ludzie już w prehistorii dbali o stan zdrowia.

Zapewniało to nie tylko zdolność do przetrwania, ale również uzyskanie wyższej pozycji społecznej. Dbałość o zdrowy wygląd jest więc częścią naszej kultury, czego dowodem mogą być zęby. Z badań archeologicznych wynika, że już w IV w. p.n.e. starożytni Egipcjanie oraz cywilizacje Ameryki Południowej przeprowadzali eksperymentalne zabiegi implantacyjne elementów uzębienia wykonanych z drewna, kości słoniowej i zębów innych ludzi. Najlepszym zaobserwowanym implantem w starożytności była muszla. Zbadany przez prof. Amadeo Bobino z San Paulo w Brazylii fragment czaszki z plemienia Majów (VII w.

p.n.e.), wykazał na podstawie badań RTG, osteointegrację umieszczonych fragmentów muszli podobną jak w przypadku dzisiejszych implantów. W plemionach etruskich (450 r. p.n.e.) stosowano natomiast złote umocowania zębów (rys.1) [2].

Pierwszym dowodem na zainteresowanie ludzi implantami są zapiski Albucasisa (1013-1106r.) nadwornego lekarza kalifa w Kordobie. Pisał on następująco: „można zastępować zęby kością wołu wyrzeźbioną na kształt zęba i wstawić w miejsce brakującego”. W późniejszych czasach można znaleźć kolejne opisy eksperymentów z implantacją zębów od zwierząt (1685 r. Charles Allen) [3].

Za pierwszy nowoczesny implant uważa się wszczep dokonany przez Jordana i Maggiolo w roku 1809.

Umieścili oni w świeżym zębodole poekstrakcyjnym implant wykonany z 14 karatowego złota, następnie po upływie 14 dni osadzili na nim część koronową. Implant taki był jednak uciążliwy dla użytkownika ze względu na brak osteointegracji złota z tkanką.

Z tego powodu dalszy rozwój

Rys.1 Starożytna czaszka z implantem zębowym [1]

Rys.2 Implanty mające zapewnić dobre połączenie z kością [4]

(10)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 10 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

implantologii uległ wyhamowaniu na skutek braku wiary, że implanty nie wywołują bolesnych komplikacji w dłuższym okresie użytkowania. Pomimo ogólnego przestoju, niektórzy lekarze starali się wymyślić konstrukcje umożliwiające mocniejsze połączenie implantu z kością, zarówno poprzez modyfikację kształtu oraz stosowanych materiałów (rys.2) [1].

Intensywny rozwój i dalsze zainteresowanie implantami nastąpiło dopiero w drugiej połowie XX w. Rozwój wiedzy człowieka na temat działania organizmu ludzkiego oraz dostęp do lepszych materiałów pozwoliły na zastosowanie skuteczniejszych implantów. Obecnie najkorzystniejszym materiałem metalowym na implanty tkanek twardych jest tytan. Jego przydatność pod tym kątem została odkryta przypadkowo przez Ingvara Branemarka i jego współpracowników w latach 50-tych i 60-tych XX wieku, podczas badań nad procesem gojenia się ran oraz mikrokrążenia krwi w kościach. Okazało się, że elementy tytanowe wszczepione w kość bardzo silnie doń przywierały w sposób uważany dotychczas za niemożliwy do osiągnięcia. Ingvar Branemark zrozumiał, że zaobserwowany mechanizm będzie miał ogromne znaczenie, zarówno dla implantów dentystycznych, jak i ortopedycznych, a zaobserwowany proces nazwał osteointegracją.

Za datę współczesnej implantologii uważa się rok 1965, kiedy to Branemark wszczepił pacjentowi implanty z czystego tytanu i po kilku miesiącach osadził na nim uzupełnienie protetyczne. Od tego momentu następuje proces ciągłego udoskonalania implantów [5].

2.1.1. Rodzaje wszczepów

Implanty jako wszczepy ciał obcych w organizm dzieli się ze względu na pochodzenie materiału implantacyjnego na [6]:

- autogenne: są to wszczepy pochodzące od dawcy identycznego pod względem genetycznym w stosunku do biorcy. Z punktu widzenia biologicznego i immunologicznego, jak również prawnego, jest to najkorzystniejsze rozwiązanie. Użycie materiału autogennego wiąże się zawsze z dodatkową ingerencją operacyjną, dawca jest z reguły jednocześnie biorcą materiału implantacyjnego – wyjątek mogą stanowić bliźniacy jednojajowi [7].

- allogenne: są to wszczepy pochodzące od dawcy tego samego gatunku, dawca i biorca różnią się pod względem genetycznym. W przypadku takich materiałów implantacyjnych konieczne jest przeprowadzenie dokładnych badań zgodności białkowej biorcy oraz dawcy.

Nawet po pozytywnym przyjęciu się implantu, biorca musi do końca swojego życia brać leki przeciwdziałające odrzuceniu tak nabytej tkanki.

W przypadku badań nad implantacjami kostnymi rozróżnia się dwa rodzaje kości allogennej:

zmineralizowana FDBA (freeze driad bone allograft) oraz zdemineralizowana DFDBA (decalcified freeze dried bone allograft). Kość zdemineralizowana jest potencjalnie lepsza od zmineralizowanej, ponieważ w wyniku demineralizacji zostaje odkryta organiczna macierz kostna (włókna kalogenowe) oraz białka macierzy mogą łatwo dyfundować do miejsc implantacji działając osteoindukcyjnie [8].

- ksenogenne: są to wszczepy pochodzące od dawcy innego gatunku. W praktyce implantacyjnej stanowią one tylko funkcję pomocniczą, nie przeszczepia się całych tkanek. W implantologii kostnej produkty BioOss, Endobone pochodzą od krów i są dostępne w postaci odbiałczonej, DBBM (deproteinized bovine bone mineral) i pełnią funkcję jedynie osteoindukcyjną [9].

- alloplastyczne: są to wszczepy syntetyczne lub pochodzące z naturalnych źródeł organicznych

oraz nieorganicznych. Nie należą jednocześnie do żadnej z powyższych grup. W praktyce jest to

grupa implantów, nad którą prowadzi się najintensywniejsze badania.

(11)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 11 Wszczepy alloplastyczne są bardzo popularne w medycynie urazowej, dentystycznej, korekcyjnej, i kosmetycznej. Stanowią też źródło dużych dochodów dla ich producentów.

Zaowocowało to pojawieniem się tysięcy patentów związanych z ich produkcją. Każdy producent posiadający własny system implantacyjny musi omijać patenty innych firm, co skutkuje mnogością rozwiązań w tym zakresie. Szacuje się, że na świecie występuje ok. kilkuset systemów implantacyjnych. Implanty te są obłożone obowiązkowymi rygorystycznymi badaniami laboratoryjnymi i klinicznymi zanim zostaną wprowadzone na rynek. Obserwuje się jednak dążenie do coraz większej unifikacji, poprzez przejmowanie i zastępowanie systemów mniejszych producentów przez systemy korporacji.

Wśród wszczepów alloplastycznych można wyróżnić kilka charakterystycznych grup materiałowych zależnych od ich zastosowania (rys.3). Wynikają z tego nie tylko kształty i rozmiary wszczepu, ale również materiały z jakich są wykonane oraz ich obróbka. Implanty protetyczne zębów wykonuje się w całości z metalu/ceramiki, sztuczne stawy stanowią już połączenie materiałów metal + tworzywo sztuczne w miejscu panewki stawowej, ubytki kostne uzupełnia się ceramiką resorbowalną bądź materiałami węglowymi, natomiast implanty kosmetyczne z silikonu zapewniającego właściwości mechaniczne zbliżone do naturalnej tkanki miękkiej (rys.4).

Obecnie najczęściej spotykane i stosowane grupy systemów implantacyjnych wykorzystują następujący cykl wytwarzania wszczepów metalowych :

- obróbka skrawaniem,

- obróbka mechaniczna/chemiczna/elektrochemiczna zwiększająca chropowatość implantu w części implantacyjnej, najczęściej piaskowanie/wytrawianie w kwasie/utlenianie anodowe,

- dodatkowe zabiegi powierzchniowe mające na celu jej sterylizację, a następnie modyfikację oraz aktywację.

Rys.3 Przykłady zastosowania wszczepów [10]

(12)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 12 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

Rys.4 Implanty stosowane w praktyce: zębowe, Straumann [5] a), stabilizujące, płytka stabilizująca kręgosłup wraz ze śrubami [11] b), stawowe, staw kolanowy [12] c), sztuczne organy, serce [13] d), uzupełnienia kostne, implant węglowy – czaszka [14] e), kosmetyczne, pierś [15] f)

Implanty alloplastyczne w przeciwieństwie do naturalnych tkanek organizmu są niezdolne do regeneracji/odbudowy, dlatego muszą spełniać najwyższe możliwe standardy w określonym miejscu zastosowania tak, aby skutecznie i przez wyznaczony czas spełniać swoje zadanie bez zagrożenia dla zdrowia i życia człowieka.

Wyróżnia się 5 grup biomateriałów:

- metalowe, - ceramiczne, - węglowe, - polimerowe, - kompozytowe.

Każda z tych grup cechuje się swoimi unikalnymi właściwościami, przez co korzystne jest ich stosowanie w określonych warunkach. Np. polimery dzięki swojej dobrej odporności na działanie agresywnego środowiska, niskiemu współczynnikowi tarcia, elastyczności i stosunkowo prostej możliwości modyfikacji właściwości fizycznych, są doskonałe w kontakcie z krwią. Znalazły one szerokie zastosowanie jako protezy naczyniowe, nici, cewki, główki endoprotez, panewki endoprotez stawowych i soczewki wewnątrzgałkowe. Natomiast biomateriały

(a) (b)

(c)

(e)

(d)

(f)

(13)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 13 metalowe jako materiały wysokowytrzymałe, a co za tym idzie - nie poddające się odkształceniu pod wpływem sił występujących w organizmie oraz coraz lepszej biozgodności (specjalne stopy), znalazły zastosowania np. jako: endoprotezy, płytki, śruby, igły i implanty dentystyczne.

Szczególną grupą są biomateriały kompozytowe, których zastosowanie może się okazać najkorzystniejsze, przy odpowiednim doborze materiałów wchodzących w jego skład, zależnie od wymagań, które będzie musiał spełnić [16].

Zapotrzebowanie na biomateriały jest ściśle powiązane z rozwojem chirurgii, w szczególności chirurgii rekonstrukcyjnej, oraz poziomem życia mieszkańców danego regionu świata. Znalazły zastosowanie jako:

- implanty (umieszczone w konkretnym miejscu organizmu podczas operacji chirurgicznych, zastępując naturalną tkankę : implanty dentystyczne, endoprotezy i inne ),

- sztuczne organy (zastępujące całkowicie lub w części funkcje organów wewnętrznych),

- protezy inne (igły, dreny, sączki często wprowadzane do organizmu na stosunkowo krótki czas, niezbędny do regeneracji lub przywrócenia prawidłowego funkcjonowania organizmu).

Wszystkie organizmy żywe zdolne są do wytwarzania biomateriałów naturalnych.

Do ich wytworzenia wykorzystują materiały dostępne z otoczenia, które przetwarzają z wykorzystaniem reakcji biochemicznych organizmu. Takimi biomateriałami są nasze kości i zęby (kompozyty ceramiczne), perły i muszle małż oraz skorupki ptasich jaj.

Biomateriały takie składają się z elastycznej matrycy organicznej (włókna protein/polisacharydów), w której indukowany jest wzrost fazy mineralnej. Występuje ponad 60 minerałów wytwarzanych przez organizmy żywe, wśród których występują węglany wapniowe, fosforany wapniowe i biokrzemiany.

Naśladując budowę i sposób tworzenia naturalnych biomateriałów, dąży się do osiągnięcia coraz doskonalszych biomateriałów uzyskiwanych drogą syntetyczną, niejednokrotnie stosując podobną metodę syntezy. Tworzy się w ten sposób kompozyty osiągające zbliżone właściwości fizyczne, elektryczne i mechaniczne często nieosiągalne przy zastosowaniu konwencjonalnej technologii.

Materiały takie zyskały miano mimetycznych, naśladujących naturalne środowisko biologiczne, uzyskiwane jednak poza nim (rys.5) [12].

2.1.2. Wymagania stawiane biomateriałom

Implant wprowadzony do ciała organizmu jest poddawany ciągłym zmianom. Biorąc pod uwagę złożone stany obciążeń i naprężeń panujące w funkcjonującym organizmie, biomateriał musi spełniać odpowiednie wymagania wytrzymałościowe na obciążenia statyczne oraz dynamiczne [8] (tab.1).

Rys.5 Proces biomimetyczny–narastanie hydroksyapatytu

[17]

(14)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 14 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

Tworzywo stosowane na implant wewnętrzny organizmu musi spełniać szereg podstawowych cech bez których zostanie bardzo szybko odrzucone przez organizm bądź stanie się dla niego powoli rosnącym zagrożeniem. Dlatego każdy materiał zanim zostanie zaimplantowany powinien przejść szereg szczegółowych badań w zakresie:

- odporności korozyjnej w agresywnym środowisku płynów ustrojowych człowieka, - właściwości przewodzących (półprzewodnikowe),

- elektromechanicznych (piezoelektryczne),

- elektrycznych (dielektryczne), tak aby były one zbliżone do własności otaczającej tkanki.

Implant powinien również posiadać odpowiednie cechy mechaniczne oraz biofizyczne zapewniające dobrą współpracę w środowisku implant – tkanki – płyny ustrojowe. Spełnienie powyższych warunków minimalizuje ryzyko pojawienia się reakcji odczynowych, drażnienia sąsiadujących tkanek oraz pojawienia się zakrzepów krwi [18] [19].

Tabela 1. Kryteria jakości biomateriałów [20]

Właściwości mechaniczne Właściwości technologiczne Biotolerancja

 wytrzymałość na rozciąganie

 granica plastyczności

 wytrzymałość zmęczeniowa

 twardość

 odporność na ścieranie

 sztywność

 plastyczność

 ciągliwość

 zapewnienie założonej jakości biomateriału

 zapewnienie wymaganej jakości powierzchni implantu

 przydatność materiału i produktu do efektywnej sterylizacji

 minimalne koszty wytwarzania

 reakcje z tkankami i płynami ustrojowymi

 stabilność właściwości:

- mechanicznych - fizycznych - chemicznych

 degradacja związana z:

- uszkodzeniami lokalnymi

- działanie środowiska korozyjnego

2.1.3. Materiały inżynierskie stosowane na wszczepy

Na wszczepy wykorzystuje się biomateriały, których organizm nie odrzuca jako ciało obce walcząc z nimi za pomocą systemu immunologicznego, a zarazem takie, które nie będą stanowić zagrożenia dla jego zdrowia w przewidzianym okresie stosowania.

Wśród biomateriałów metalowych wyróżnia się:

- stale odporne na korozję o strukturze austenitycznej na bazie Cr-Ni-Mo (tab.2). Ich zaletą jest niska cena w porównaniu do innych biomateriałów metalowych. Wadą jest stwierdzona toksyczność niektórych składników stopu oraz mała biozgodność. Implanty wykonane z takich materiałów nie powinny przebywać w organizmie ludzkim dłużej niż 2 lata.

Tabela 2. Wybrane stale austenityczne stosowanie na implanty [16] [21] [22]

Stal

R

_m

[MPa]

Re

_0,2

[MPa]

A [%]

E [GPa]

Z

_go

[MPa] HB Stan

X2CrNiMo 18-14-3 860 690 12 200 410 - Przesycony

X5CrNiMo 17-13 485 170 40 193 - 217 Przesycony

X10CrNIMoTi 18-12 515 205 40 - - 217 Przesycony

- tytan i jego stopy głównie z pierwiastkami takimi jak Al, V, Zr, Nb, Ta, Sn, Fe, Mo znalazły bardzo

szerokie zastosowanie w medycynie (tab.3). Tytan jako pierwiastek jest wysoce biozgodny oraz jako

(15)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 15 jeden z niewielu materiałów zdolny do osteointegracji dzięki obecności tlenków TiO

2

na jego powierzchni. Wpływ stopów tytanu na organizm jest podyktowany dodatkami stopowymi, które mają za zadanie podnieść walory implantu. Znalazły one zastosowanie jako materiały implantacyjne, ponieważ mogą bez przeszkód przebywać przez długi czas (20 lat) w ciele ludzkim bez większych efektów niepożądanych. Wyjątkowym przykładem stopów tytanu są stopy Ti-Ni o zdolności pamięci kształtu. Dzięki czemu można je z powodzeniem stosować na stenty w chirurgii naczyniowej.

Tabela 3. Wybrane biomedyczne stopy tytanu [18]

Stop R

_m

[MPa]

Re

_0,2

[MPa]

A [%]

Z [%]

E

[GPa] struktura Stan

Ti grade 1 240 170 24 30 102,7 α

Ti grade 4 550 485 15 25 104,1 α

Ti-6Al-4V 895 -930 825 - 869 6-10 20-25 110-114 α+β obrobiony cieplnie Ti-6Al-7Nb 900 - 1050 880 - 950 8 - 15 25 - 45 114 α+β

Ti-5Al-2,5Fe 1020 895 15 35 112 α+β

Ti-15Zr-4Nb-2Ta-

0,2Pd 919 806 18 72 99 α+β starzony

Ti-13Nb-13Zr 973 - 1037 836 - 908 10 - 16 27 - 53 79 - 84 β starzony Ti-12Mo-6Zr-2Fe 1060 - 1100 900 - 1060 18 - 22 64 - 73 74 - 85 β obrobiony

cieplnie

Ti-15Mo 874 544 21 82 78 β

Ti-15Mo-5Zr-3Al 1060 - 1100 1000 – 1060 18 - 22 64 - 73 -

Ti-19Nb-13Ta-4,6Zr 911 864 13 - 80 β Starzony

- stopy na bazie kobaltu, z pierwiastkami takimi, jak Cr, Mo, Ni i W (tab.4), charakteryzują się małą toksycznością w organizmie oraz dobrą biotolerancją. Są bardzo odporne na korozję szczelinową i wżerową oraz podwyższoną temperaturę. Ich właściwości oraz struktura są silnie uwarunkowane obróbką cieplną oraz plastyczną.

Tabela 4. Wybrane stopy kobaltu przeznaczone na implanty [16] [23]

Stop stan R

_m

[MPa]

Re

_0,2

[MPa]

A [%]

E [GPa]

Z

_go

[MPa]

Co28Cr6Mo ISO 5832-12

odlewany 665 450 8 200 250

wygrzany 750 550 16 - -

obrobiony plast. na

gorąco

1000 700 12 - -

obrobiony plast. na

zimno

1172 827 12 - -

Co20Cr15W10Ni

ISO 5832-5 odlewany 860 310 10 220 200

Co35Ni20Cr10Mo

przesycony 800 300 70 220 250

obrobiony

plastycznie 1200 1000 10 220 500

- tantal, niob oraz ich stopy mogą być stosowane wymiennie ze stalami i stopami tytanu. Cechują się bardzo dobrą biozgodnością oraz zdolnością do osteointegracji. Ich wadą, podobnie jak tytanu, jest wysoka cena gotowych wyrobów.

- metale szlachetne na bazie złota oraz srebra i palladu (tab.5), znalazły zastosowanie głównie

w protetyce dentystycznej ze względu na walory estetyczne wykonanych z nich uzupełnień

koronowych. Wykazują się cechami bakteriobójczymi, bakteriostatycznymi oraz są wysoce

biozgodne [51].

(16)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 16 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

Tabela 5. Wybrane stopy metali szlachetnych stosowane przez firmę Cermaco do celów protetycznych [24]

[25] [26]

Nazwa handlowa

Au [%]

Pt [%]

Pd [%]

Ag [%]

Cu

[%] inne kolor Re

_0,2

[MPa]

A

[%] HV Gęstość [g/cm

³

]

Degunorm®

73,8 9,0 - 9,2 4,4 Zn,In,Ir złoty 500 6 230 16,7

Stabilor® LS

58,0 - 12,9 25,0 - Zn,Ir biały 660 14 260 14,1

Degudent®

Kiss

79,4 10,5 6 1,3 - In,Ir,Ta,Zn żółty 590 4 230 18,2

SMG®-3

81,0 6,0 11,0 - - Re,Sn,Fe biały 700 5 240 17,4

Special White

45,0 - 39,8 - 6,5 In,Ga,Ru,Sn biały 620 10 260 14,4

Option®

2,0 - 78,8 - 10,0 Ga,B,Ir biały 900 23 425 10,6

Degubond 60

- - 60,4 28,0 - Sn,In,Ga,Ru,Ir biały 660 12 260 11,2

- stopy z rtęcią (amalgamaty) znalazły zastosowanie głównie jako wypełnienie zębów.

Ich główną zaletą jest niska temperatura topnienia, duża wytrzymałość powyżej 400 MPa, trwałość oraz łatwość zakładania. Do wad tego materiału można zaliczyć brak wiązania ze szkliwem, przebarwienia zębów, duże przewodnictwo cieplne oraz możliwą toksyczność. Rtęć przestaje być toksyczna po przetopieniu, ponieważ łączy się w fazę srebrowo-rtęciową Ag

2

Hg

3

(γ

1

) oraz cynowo-rtęciową HgSn

7

(γ

2

) i wraz z powstającą fazą Ag

3

Sn (γ

3

) tworzą reakcję amalgacji w postaci: Ag-Sn + Hg → γ + γ

₁

+ γ

2

[27]. Z tego powodu skład chemiczny takich stopów jest określony normą (tab.6).

Tabela 6. Dopuszczalny skład chemiczny amalgamatów według normy PN-EN ISO 1559 [28]

Ag min.

[%]

Sn max [%]

Cu max [%]

In max [%]

Pd max [%]

Pt max [%]

Zn max [%]

Hg max [%]

40 32 30 5 1 1 2 3

Ceramika jest kolejną grupą materiałów stosowanych na biomateriały (tab.7). Charakteryzuje się odpowiednią odpornością chemiczną oraz właściwościami mechanicznymi zbliżonymi do kości ludzkiej. Jej porowatość (ceramika porowata) pozwala na wrastanie otaczających tkanek, a tym samym lepsze utwierdzenie w organizmie. Ceramika jest bardziej odporna na ścieranie, korozję oraz wykazuje wyższą biotolerancję od biomateriałów metalowych. Możliwe jest pokrywanie ceramiką innych materiałów za pomocą specjalnych zabiegów fizykochemicznych. Dzięki temu uzyskano połączenie doskonałych właściwości ceramiki z wytrzymałością rdzenia metalowego.

Tabela 7. Właściwości mechaniczne wybranej ceramiki w porównaniu do kości ludzkiej [16]

Ceramika R

_c

[MPa]

R

_g

[MPa]

R

_m

[MPa]

E [GPa]

K

_Ic

[MPa·m

^1/2

] Biomateriał

ceramiczny hydroksyapatytowy

509 - 917 113 - 195 38 - 48 88 - 100 0,69 – 1,16

Biokorund 4000 ≥400 - 380 -

Kość korowa 89 - 164 130 - 180 89 - 180 ~16 2,2 – 4,6

Szkliwo zębowe 270 - 384 - 10 - -

Wyróżniamy trzy rodzaje ceramiki biomedycznej [16] [18] [29]:

 Resorbowalna w organizmie – jest to ceramika złożona z hydroksyapatytów (tab.8)

oraz pochodnych fosforanów wapniowych. Wykazuje się najwyższą biozgodnością, bierze

udział w metabolizmie organizmu nosiciela, przez co może zostać wchłonięta do organizmu

w procesie resorpcji oraz „remodellingu”.

(17)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 17

Tabela 8. Klasyfikacja apatytów [16]

Nazwa symbol wzór chemiczny

Dwuwapniowy fosforan

dwuhydratowy DCPD CaHPO

₄

·H

2

O

Dwuwapniowy fosforan bezwodny DCPA CaHPO

₄

Ośmiowapniowy fosforan OCP Ca

₈

H

₂

(PO

₄

)

₆

·2,5H

2

O

β-trójwapniowy fosforan TCP Ca

₃

(PO

₄

)

₂

Hydroksyapatyt HAP Ca

₅

(PO

₄

)

₃

(OH)

Czterowapniowy fosforan

jednotlenkowy TCM Ca

₄

(PO

₄

)

₂

O

 Z kontrolowaną reaktywnością powierzchniową – zalicza się do niej bioszkła oraz materiały bioszklanoceramiczne. Muszą one być reaktywne powierzchniowo i zawierać w tej warstwie jony Ca

²⁺

oraz PO

₄^3-

, cechujące się odczynem alkaicznym. Skład pierwiastków, z których są wytworzone, dobiera się tak, aby zapewnić właściwą biotolerancję oraz reaktywność w ciele nosiciela.

Bioszkła są to szkła sodowo-wapniowe zawierające 45% SiO

2,

23÷25% CaO, 24÷25% Na

2

O, 1÷10% P

2

O

5

wraz z modyfikatorami ZnO, B

2

O

3

i CaF

2

. Przekroczenie zawartości podstawowych składników skutkuje zmianą reaktywności i nie wytworzeniem odpowiednich struktur na połączeniu tkanka-szkło.

 Obojętne – praktycznie nie reagują oraz nie łączą się z otaczającą je tkanką, wykazując minimalne zmiany chemiczne. Do tych materiałów zalicza się Al

2

O

3,

węgle pirolityczne, azotek krzemu, węglik krzemu, tlenki cyrkonu, tytanu i magnezu oraz spinele MgAl

2

O

4

i Ca

2

Al

2

O

4

. Cechują się one wysoką wytrzymałością na ściskanie, zginanie i ścieranie, zależne od materiału oraz technologii wytworzenia [20].

Biomateriały węglowe dzieli się na włókna węglowe, kompozyty węgiel-węgiel oraz warstwy diamentowe (zawierające nanokrystaliczny diament lub diamentopodobne cząstki amorficznego i krystalicznego węgla). Mają one perspektywiczne zastosowanie w chirurgii.

Cechują się bardzo dobrą biozgodnością, atrombogennością i chemozgodnością. Ich specyficzne właściwości pozwalają na zastosowanie w endoprotezach, jako elementy do zespalania odłamów kostnych, sztuczne zastawki serca oraz więzadła kostne.

Materiały polimerowe bardzo intensywnie rozwijane w ostatnich latach, również znalazły szerokie zastosowanie jak biomateriały. Można je podzielić na naturalne białka takie jak kolagen, fibrynogen, jedwab, wszczepy tkankowe oraz wielocukry, takie jak chityna i celuloza oraz syntetyczne, takie jak: silikony, PTFE, PUR, PMMA, PE, PP, PET, PA. Pełnią one funkcje głównie pośrednią, nie licząc chirurgii plastycznej i rekonstrukcyjnej. Znalazły zastosowanie na np.: nici, sączki (krótki okres przebywania w ciele) lub o specjalistycznym zastosowaniu, jak np. panewki stawów, elementy sztucznego serca, soczewki wewnątrzgałkowe, protezy naczyniowe. Powodem takiego stanu rzeczy jest brak osteointegracji oraz niska wytrzymałość [16].

Biomateriały kompozytowe są to połączenia wyżej wymienionych grup materiałów. Cechują

się właściwościami będącymi pochodną materiałów, z których się składają. Często są stosowane

w różnej konfiguracji zależnie od warunków, w których oczekuje się, że będą pracować. Jest to

grupa biomateriałów, przed którą otwierają się najszersze perspektywy zastosowań biomedycznych,

jednak związane z dużymi kosztami przeznaczonymi na badania.

(18)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 18 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

2.1.4. Reakcja organizmu na implant

Kości wraz z chrząstkami, stawami oraz wiązadłami tworzą szkielet, który jest rusztowaniem, ochroną dla organów wewnętrznych, a zarazem konstrukcją układu ruchu człowieka (rys.6).

Od ich jakości i kształtu zależy wielkość i wytrzymałość ciała. Układ kostny wraz z układem mięśniowym i nerwowym stanowią narząd ruchu. Ponadto kości są siedliskiem szpiku kostnego odpowiedzialnego za wytwarzanie krwinek czerwonych oraz białych [12] [30]. Z tego powodu ingerencja chirurgiczna, a w szczególności wszczepienie implantu w tak skomplikowany układ, wiąże się z dużym ryzykiem naruszenia naturalnych procesów fizjologicznych. Aby temu zapobiec niezbędna jest dogłębna wiedza na temat budowy i działania organizmu.

Ze względu na kształt kości dzieli się je na cztery grupy [31]:

- kości długie, np. kość udowa, kość ramienia, żebra,

- kości krótkie, np. trzeszczotka, kość skokowa, zęby,

- kości płaskie, np. kość ciemieniowa tworząca czaszkę,

- kości różnokształtne, np. kość klinowa, kręgi lędźwiowe.

Budowa wewnętrzna kości ma charakter warstwowy począwszy od warstw zewnętrznych:

okostna, kość korowa, kość gąbczasta oraz szpik kostny. Każda z warstw spełnia swoje określone zadanie, zapewniając kości maksymalną wytrzymałość przy minimalnej masie i określonym kształcie. Jej podstawową jednostką strukturalną jest osteon tworzący blaszki kostne, między którymi znajdują się jamki kostne z komórkami kostnymi. Centralną część zajmuje kanał Haversa, przez który płyną naczynia krwionośnie odżywiające kość. Osteony leżące blisko siebie tworzą zbitą strukturę kości korowej (rys.7, 8) [32] [33].

Głównymi komórkami odpowiedzialnymi za budowę kości są:

- osteoblasty: wytwarzające kość i odpowiadające za jej wzrost, - osteocyty: utrzymujące kość, są to zmineralizowane osteoblasty, - osteoklasty: odpowiadające za resorpcję kości i jej kształt.

Rys.6 Szkielet człowieka – widok z przodu [31]

(19)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 19

Rys.7 Budowa histologiczna kości [32]

Rys.8 Struktura kości: warstwy korowe, osteony z kanałami Heversa a), warstwy gąbczaste – beleczki kostne

b), szpik kostny c) [33]

(20)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 20 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

Z punktu widzenia technicznego odtworzenie struktury kości w celu stworzenia implantu doskonałego jest na chwilę obecną niemożliwe, pomimo iż struktura ta zbudowana jest w ponad 90% z hydroksyapatytu Ca

10

(PO

4

)

6

(OH)

2

, który potrafimy wytworzyć. Problem stanowi nie tylko poziom skomplikowania budowy kości, np. długiej czy krótkiej (rys.9, 10), które obecnie najczęściej zastępujemy implantami w całości bądź części, ale również rola biochemiczna oraz biofizyczna odgrywana przez nie w organizmie.

Rys.9 Budowa kości długiej [33]

Możemy jednak dążyć do uzyskania podobnych właściwości wytrzymałościowych oraz biochemicznych, które dla kości udowej dorosłego człowieka wynoszą średnio [35]:

- wytrzymałość na rozciąganie: 107 MPa, - graniczne wydłużenie: 135%,

- wytrzymałość na ściskanie: 159 MPa, - wytrzymałość na zginanie: 160 MPa, - wytrzymałość na skręcanie: 53 MPa.

W przypadku kości krótkiej, takiej jak ząb [36] [37]:

- wytrzymałość na ściskanie szkliwa: 380 MPa (jest to najtwardsza tkanka organizmu),

- wytrzymałość na ściskanie zębiny: 250-350 MPa.

Rys.10 Budowa zęba [34]

(21)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 21 Osteointegracja komórek osteoblastów z implantem jest możliwa dzięki odpowiedniemu stanowi fizykochemicznemu powierzchni. Literatura określa osteointegrację jako "bezpośrednie strukturalne i czynnościowe połączenie pomiędzy uporządkowaną, żywą kością i powierzchnią obciążonego implantu" [38]. Wśród powszechnie stosowanych biomateriałów ceramicznych, na powierzchni których występuje to zjawisko, można wyróżnić np. tlenek glinu Al

₂

O

₃

, tlenek cyrkonu ZrO

₂

oraz metale, takie jak tytan i tantal. W przypadku metali o zajściu osteointegracji decyduje obecność warstwy tlenków TiO

2

, Ta

2

O

5

, powstałej na powierzchni tych metal, oraz morfologia powierzchni implantu (rys.11).

Skuteczność leczenia z zastosowaniem implantów w głównym stopniu zależy od osteointegracji wszczepu, klinicznie zostaje ona potwierdzona poprzez brak ruchomości oraz oznak stanu zapalnego wokół implantu. Na ten skomplikowany proces biochemiczny mają wpływ takie czynniki, jak: technika zabiegu wprowadzenia implantu, uzyskanie pierwotnej stabilizacji, jakość kości, właściwości implantu (parametry fizyczne, kształt, powierzchnia materiału) oraz sposób obciążenia wszczepu konstrukcją protetyczną [41] [42].

Prawidłowy przebieg procesu osteointegracji (implant zębowy) - Zabieg implantacyjny;

Implanty dentystyczne wprowadza się w łoże implantacyjne kości szczęki górnej bądź żuchwy, wykonane wcześniej za pomocą wyspecjalizowanych wierteł i rozwiertaków dentystycznych (rys.12). Mechaniczne utwierdzenie implantu w kości nazywane jest pierwotną stabilizacją wszczepu. Jest ona zależna głównie od takich czynników, jak: gęstość kości w miejscu implantacji, sposobu wykonania łoża implantacyjnego, kształtu, wymiaru i powierzchni implantu.

Wprowadzenie wszczepu w gęstą kość zapewnia lepszą stabilizację. Zwiększenie średnicy bądź długości implantu powoduje znaczne zwiększenie powierzchni kontaktu wszczep-kość. Uzyskuje się dzięki temu zmniejszenie naprężeń przypadających na powierzchnię kości wyrostka zębodołowego w okolicy szyjki wszczepu, co zapobiega resorpcji. Implanty dentystyczne ze względu na konieczność przenoszenia sporych obciążeń oraz znanych zasad biomechaniki, projektuje się jako nagwintowany cylinder/stożek o różnych rodzajach skoków śruby [41] [42] [43].

Rys.11 Zdjęcia SEM komórki osteoblastu obrastającej powierzchnię tytanu [39] [40]

(22)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 22 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

Rys.13 Osadzanie protein na powierzchni implantu [40]

Rys.14 Osadzenie płytek krwi, zakrzep [40]

Rys.12 Wprowadzenie implantu w kość [40]

Istotnym czynnikiem na tym etapie jest rozwinięta powierzchnia wszczepu. Mikrozaczepy na powierzchni implantu sprzyjają dobremu zakotwiczeniu się w kości oraz zapewniają korzystniejsze rozłożenie nacisku na otaczającą tkankę w porównaniu do implantu o gładkiej powierzchni. Ponadto chropowata powierzchnia stwarza lepsze warunki dla rozwoju kości na powierzchni wszczepu [44] [45]

[46].

- pierwotna reakcja organizmu;

Implant umieszczony w łożu dostaje się w środowisko płynów ustrojowych, w tym krwi.

Uszkodzenie tkanki podczas zabiegu uruchamia układ immunologiczny organizmu i powstanie ostrego zapalenia. W wyniku zapalenia następuje miejscowy wyrzut bradykininy, prostaglandyn, histaminy oraz leukotrienów. Powodują one in situ reakcje hemodynamiczne, objawiające się rozszerzeniem oraz następczym zwiększeniem przepuszczalności ścian naczyń krwionośnych.

Efektem tego jest ucieczka do tkanki zapalnej erytrocytów, płytek krwi, bia- łek, osocza oraz masowa migracja granulocytów obojętnochłonnych w kierunku wysokiego stężenia czynników chemotaktycznych i w konsekwencji powstanie wysięku.

W tym czasie na odpowiednio spreparowanej powierzchni implantu osadzają się proteiny pochodzące

z osocza krwi (rys.13) [41] [47].

- gojenie się łoża;

Na powierzchni wszczepu osadzają się pierwsze płytki krwi oraz dochodzi do ich aktywacji (rys.14). W następnej kolejności pomiędzy płytkami krwi tworzy się sieć powiązań z fibryny (rys.15).

Płytki krwi wraz z fibryną

i wynaczynioną krwią tworzą skrzep,

wpływający pozytywnie na dalsze

procesy gojenia. W wyniku

preparacji łoża kostnego przerwana

(23)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 23

Rys.15 Zakrzep wokół implantu i uwolnienie czynników stymulujących gojenie kości [40]

Rys.16 Rozpoczęcie migracji komórek osteoblastów w kierunku implantu [40]

Rys.17 Stabilizacja i rozrost komórek osteoblastów [40]

zostaje ciągłość naczyń, powodując zaburzenia odżywiania i obumarcie osteocytów z powstaniem miejscowej martwicy [48]. Pomimo zminimalizowania urazu podczas zabiegu chirurgicznego, nie można uniknąć martwicy kości zbitej na głębokość około 1 mm wzdłuż długiej osi wszczepu

[49]. Przyczyną martwicy jest zmiażdżenie naczyń krwionośnych odżywiających daną warstwę kości, słabe unaczynienie kości zbitej, odczynowy, miejscowy proces zapalny oraz powstanie mikroszczelin podczas zabiegu implantacji. Na skutek resorpcji nekrotycznej kości dochodzi do ekspozycji macierzy na płyn zewnątrzkomórkowy, a ponadto zostają uwolnione czynniki stymulujące gojenie kości [41] [50].

- stymulacja procesu gojenia kości;

W łożu implantacyjnym pojawiają się substancje wazoaktywne aktywujące proces gojenia, białka biorące udział w gojeniu, czynniki wzrostu oraz czynniki indukcyjne zwane BMPs (Bone Matrix Proteins – białka macierzy kostnej). BMPs stymulują niezróżnicowane komórki pierwotne do różnicowania w kierunku

osteoblastów i podejmowania funkcji tworzenia kości (rys.16) [51]. Jednocześnie na proces gojenia wpływa obecność implantu.

W wyniku kontaktu powierzchni tlenkowej wszczepu (TiO

₂

) z płynem zewnątrzkomórkowym dochodzi do hydratyzacji, hydroksylacji oraz adsorpcji kationów i anionów (Ca

²⁺

, PO

^3-

) [52].

- tworzenie tkanki łącznej;

W ciągu 2÷3 dni od wszczepienia

dokonuje się organizacja skrzepu. Tworzy

się unaczyniona tkanka ziarnieniowa oraz

dochodzi do migracji komórek

proosteogenitronowych, które wcześniej

zostały uwięzione w sieci protein przy

powierzchni wszczepu. Komórki

osteoblastów osiadają na powierzchni

wszczepu i dochodzi do ich wzrostu

(rys.17), powstaje macierz kostna – zwana

(24)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie Strona | 24 wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu.

Rys.18 Tworzenie i mineralizacja kości [40]

osteoidem. Po okresie ok. 7 dni substancja podstawowa ulega dojrzewaniu, a następnie pierwotnej mineralizacji. Podczas pierwotnej mineralizacji kryształy hydroksyapatytu zostają wchłonięte do włókien kolagenowych komórek osteoblastów. Na tym etapie dochodzi do wbudowania ok. 70%

składników mineralnych znajdujących się w dojrzałej kości (rys.18). Pozostałe 30% zostaje wchłonięte w przeciągu następnych kilku miesięcy [41] [53].

- tworzenie kości wokół implantu;

Pierwsza kość, jaką można zaobserwować wokół implantu, to włóknista kość splotowana zwana kością naprawczą, dominuje między 4. a 6. tygodniem po implantacji. Tworzy ona rusztowanie w tempie ok. 30÷50μm na dobę. Kość ta jest słabo zorganizowana, nisko zmineralizowana o małej wytrzymałości. Tworzy jednak pomost między implantem a nieuszkodzoną kością w początkowych etapach osteointegracji. Podczas dojrzewania kości pączkują naczynia krwionośne w wyniku czego utworzona zostaje kość gąbczasta [54].

Po upływie dwóch miesięcy kształtuje się kość dojrzała blaszkowata utworzona z kości zbitej oraz gąbczastej. Kość ta utworzona jest z gęsto utkanych włókiem kolagenowych, zdolna jest do przenoszenia dużych obciążeń, a jej stopień zmineralizowania jest wysoki. Tempo wzrostu takiej kości wynosi mniej niż 1 μm na dobę.

W tym czasie wzrasta również stopień kontaktu kości z implantem [41] [55].

- „Remodelling”

Jest to ciągła w czasie faza osteointegracji, polegająca na przebudowie wewnętrznej kości.

Proces ten ma miejsce w kości korowej oraz gąbczastej w miejscach aktywnej przebudowy zwanej BMU (Bone Multicellural Unit – wielokomórkowa jednostka kości) [56]. W wyniku

„remodellingu” zwiększa się kontakt kości z implantem, następuje adaptacja struktury kości do funkcjonalnego obciążenia poprzez zmianę architektury i rozkładu elementów podporowych.

Dowodem na to jest fakt, iż kość w odległości ok. 1 mm od wszczepu wykazuje się tzw. obrotem kostnym rzędu 500%, podobny obrót kostny u osobników dorosłych w kości zbitej wynosi 3-10%, w kości gąbczastej około 30% [41] [55] [57].

2.1.5. Degradacja biomateriałów i związane z tym reakcje

Każde ciało obce wszczepione od organizmu wchodzi z nim w reakcję. W najlepszym przypadku

wszczep oddziałuje na swoje otoczenie tylko w sposób mechaniczny, będąc powierzchniowo

biozgodny. Gdy jest to konieczne, może również oddziaływać na organizm

w zamierzony sposób (sztuczne organy, implanty z lekami). Szeroko stosowane w praktyce materiały

implantacyjne nie spełniają tego warunku. Organizm wykrywając obecność ciała obcego uruchamia

procesy mające na celu usunięcie implantu. Układ immunologiczny nosiciela rozpoczyna intensywną

produkcję protein (antyciała) o silnym działaniu utleniającym. Gromadzą się one w okolicy wszczepu

(25)

J. K. Koper: Porowate warstwy do zastosowań medycznych wytworzone w procesie

wysokonapięciowego utleniania anodowego tytanu. Strona | 25 wchodząc z nimi w reakcję, jest to jeden z powodów degradacji biomateriałów [58]. Głównym problemem stosowania implantów w organizmie jest korozja, szczególnie widoczna na materiałach metalowych. Implanty takie uwalniają podczas reakcji wolne jony metali, których obecność może być szkodliwa dla człowieka. Zabezpieczenie implantów metalowych przed korozją w organizmie nie jest proste. Płyny ustrojowe człowieka można przyrównać pod względem korozyjnym do środowiska morskiego, występują w nim jony chloru, sodu, potasu, wapnia, magnezu oraz fosforany. Do tego temperatura otoczenia wynosi ok. 36,6

⁰

C, oraz występują oddziaływania mechaniczne i biologiczne [59]. Implant, nawet gdy jest potencjalnie odporny na korozję, może jej ulec na skutek niejednorodności składu, złożonych kształtów, nieciągłości warstw tlenkowych, szczelin i rys na powierzchni, zmiennych naprężeń cyklicznych, różnego stężenia tlenu w jego otoczeniu lub przy kontakcie z krwią. Z tego powodu jedną z metod oceny biotolerancji metali jest ich odporność korozyjna, mierzona poprzez opór polaryzacyjny.

Implanty metalowe narażone są w ciele na następujące procesy zniszczenia [12] [60] [61] [62]:

- korozję wżerową, - korozję cierną, - korozję szczelinową, - korozję galwaniczną, - korozję międzykrystaliczną, - korozję wodorową,

- uszkodzenia zmęczeniowe.

Zjawisko degradacji występuje również w pozostałych grupach biomateriałów (tab.9).

Wywołane jest na skutek środowiska ciała oraz warunków obciążenia mechanicznego.

W przeciwieństwie do metali degradacja niektórych ceramik oraz materiałów węglowych nie niesie za sobą negatywnych skutków. Ulegają one procesom resorpcji lub rozpuszczeniu, z wydzieleniem nieszkodliwych elementów do organizmu, a w ich miejscu zostaje utworzona tkanka.