Ph.D értekezés. Dr. Velich Norbert. Témavezető: Dr. Szabó György egyetemi tanár

Átírás

1 Az osteosynthesishez alkalmazható titán lemezek felületének módosítása anódos és termikus oxidációval és ennek jelentősége az implantátum-szervezet kölcsönhatásában. Ph.D értekezés Dr. Velich Norbert Témavezető: Dr. Szabó György egyetemi tanár Semmelweis Egyetem Doktori Iskola Klinikai Orvostudományok (vezető: Dr. Tulassay Zsolt egyetemi tanár) Fogorvostudományi Kutatások (programvezető: Dr. Fazekas Árpád egyetemi tanár) Semmelweis Egyetem Fogorvostudományi Kar Arc-, Állcsont-, Szájsebészeti és Fogászati Klinika Szigorlati bizottság: Dr. Bánóczy Jolán egyetemi tanár Dr. Orosz Mihály c. egyetemi tanár Dr. Gyenes Vilmos oszt. vez. főorvos Hivatalos bírálók: Dr. Kivovics Péter egyetemi docens Dr. Bertóti Imre tudományos tanácsadó Budapest,

2 Tartalomjegyzék Bevezetés 5 Általános bevezető 5 A bioanyagokról általában 7 Elméleti háttér 8 I. A csontegyesítéshez használt fém rögzítő elemek anyagának és felületi szerkezetének jelentősége klinikai szempontból 8 II. Az anódos és termikus oxidáció 10 III. A csontegyesítéshez használt fém rögzítő elemek felületi szerkezetének vizsgálatára szolgáló módszerek 12 Célkitűzések 18 Anyag és módszerek 19 I. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata 19 II. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata 20 III. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel 21 2

3 Eredmények 23 I. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata 23 II. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata 25 III. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel 28 Megbeszélés 39 I. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata 39 II. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata 41 III. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel 42 Következtetések 44 Az értekezés új eredményei 46 Köszönetnyilvánítás 48 Irodalomjegyzék 49 3

4 Saját közlemények jegyzéke 62 Összefoglaló 67 Abstract 68 Függelék 69 4

5 Bevezetés Általános bevezető A sérült csontvégek egyesítésére -a zavartalan gyógyulás biztosítása céljábólszámos orvosi szakterületen alkalmazunk testidegen rögzítő anyagokat (implantátumokat). Ezek az anyagok behelyezésüket követően kölcsönhatásba lépnek a szervezettel. A kölcsönhatás kétirányú folyamatot jelent. Egyfelől a szervezet hat a beültetett anyagra. Ez hatás az általunk tárgyalt implantátumok esetében- elsősorban kémiai, ún. korróziós hatás, aminek következtében az implantátum anyagtani összetétele, szerkezete módosul. Ez a folyamat természetszerűleg elsősorban az implatátumnak a szervezettel közvetlen érintkezésben lévő felületi részét érinti. Másfelől az implantátum is számos formában hat a szervezetre: mechanikai irritációt jelenthet, gyulladást válthat ki és a felületéből kiváló anyag (molekulák, partikulumok) a környező szövetekben és a távoli szervekben (máj, lép, nyirokcsomók, stb.) is megjelenhet, allergiás reakciót okozhat. A beültetett idegen anyag és a szervezet között kialakuló kölcsönhatás tekintetében mások az elvárásaink a különböző implantátumok szempontjából. Az implantátum befogadása céljából bizonyos mértékű kölcsönhatás kialakulása természetesen elengedhetetlen. A csontrögzítéshez használt implantátumok esetében, amelyeknél csak az implantátum fizikai stabilizáló erejét kívánjuk kihasználni, a szervezet és a beültetett anyag közötti -anyagcserével járó- kölcsönhatást nem tartjuk szükségesnek. (Más implantátumok használatakor sokkal intenzívebb kölcsönhatás kialakulására törekszünk pl.: foggyökér implantátumok osseointegrációja, csontpótló anyagok csontos átépülése, stb.) A kölcsönhatás mértékét csökkenthetjük a rögzítő elemek anyagának helyes megválasztásával, illetve felületének megváltoztatásával. A tapasztalat szerint a fenti elvárásnak leginkább -de nem maradéktalanul- a titán fémből készült implantátumok felelnek meg. A titán rögzítő elemek és a szervezet közötti kölcsönhatás minimalizálására, az implantátum elszigetelésére számos felületkezelési eljárás ismert. Jelen munkában egy speciális módon -anódos és termikus oxidációvalfelületkezelt titán implantátum és a szervezet között fellépő kölcsönhatásokat kívánjuk vizsgálni. Egyfelől -retrospektív klinikai vizsgálattal- az implantátum szervezetre 5

6 gyakorolt hatását próbáljuk felmérni és összehasonlítani más implantátumokéval. Másfelől az implantátum felületi rétegének vastagságát, összetételét, szerkezetét kutatjuk -mikroszkópos és felületanalitikai módszerek segítségével- és összevetjük az eredeti és a szervezetből eltávolított rögzítő elemek felületének jellemzőit. 6

7 A bioanyagokról általában Az arc-, állcsont- és szájsebészetben más sebészeti szakágakhoz hasonlóanigen elterjedt az ún. bioanyagok használata [15]. Bioanyagnak az orvosi célból, a biológiai rendszerekkel való kölcsönhatás érdekében alkalmazott élettelen anyagokat nevezzük. Ezeket az anyagokat alkalmazhatjuk csontvégek egyesítéséhez, csonthiányok kitöltésére, vagy hiányzó foggyökerek pótlására (stb.). A bioanyagokat többféle módon csoportosíthatjuk. Beszélhetünk felszívódó és nem felszívódó anyagokról, vagy a szervezettel való kölcsönhatásaik alapján csoportosíthatjuk azokat [21, 87]: - Biotoleráns anyagokra, melyek jellemzője, hogy a szervezet eltűri, de kötőszövetes réteggel választja el azokat az élő szövetektől. Ebbe a csoportba tartoznak például az acélötvözetek, a Co-Cr-Mo ötvözetek (Vitallium) és egyes műanyagok. - Bioinert anyagokra, melyek jellemzője, hogy a felületükön kialakult/kialakított passziváló réteg minimálisra csökkenti a szervezet és az idegen anyag közti anyagcserét. Ebbe a csoportba tartoznak például a titán, a tantál, a nióbium, az alumínium-oxid kerámiák és a szénvegyületek. - Bioaktív anyagokra, melyek jellemzője, hogy a behelyezett idegen anyag és a szövetek között direkt mechanikai és kémiai kapcsolat alakul ki. Ezen a csoporton belül megkülönböztethetünk konduktív anyagokat, melyek csak mátrixot biztosítanak a szövetképződéshez és induktív anyagokat, melyek közvetlenül serkentik a szövetképződést. Ide tartoznak például a hidroxi-apatitok, a trikalcium-foszfátok és a bioüvegek, stb. Alapvető törekvés, hogy az általunk használt bioanyagok szervezetre gyakorolt nem kívánt hatásait kiküszöböljük és csak a számunkra az adott cél eléréséhez szükséges kölcsönhatást tegyük lehetővé az idegen anyag és a szervezet között [140].. 7

8 Elméleti háttér I. A csontegyesítéshez használt fém rögzítő elemek anyagának és felületi szerkezetének jelentősége klinikai szempontból A maxillofaciális helyreállító- és plasztikai sebészetben évtizedek óta használatosak fém rögzítő elemek mobilis csontvégek rögzítésére. A fém lemezek és csavarok alkalmazása rutinszerűen két műtétet jelentett: az első a behelyezés (rögzítés céljából), a második a gyógyulás utáni eltávolítás. Az eltávolítás oka lehet még kémiai (korrózió), vagy mechanikai (lemez/csavar törése, elégtelensége). A kezdetben elterjedt biotoleráns króm-kobalt, króm-nikkel-vanádium ötvözet és rozsdamentes acéllemezeket, csavarokat napjainkra felváltották a titánból készült elemek [14] és elterjedőben vannak a felszívódó rögzítőanyagok is. A króm-kobalt és króm-nikkelvanádium ötvözetekből felszabaduló Cr, Co és Ni ionok lehetséges allergizáló hatása [25] miatt ezek eltávolítása a terápia részét képezte [3, 78]. A rozsdamentes acél sem eléggé ellenálló a szervezet agresszív korróziós hatásaival szemben, ezért ennek kivétele is javasolt [3, 19, 45, 74], bár sok szerző ezt vitatja [29, 71, 78]. A bioinert titánból készült lemezek és csavarok nagyobb mértékben biokompatibilisek [43], a korróziós hatásoknak jobban ellenállnak. A szerzők egy része azon az állásponton van, hogy a titán rögzítő elemek eltávolítása csak abban az esetben szükséges, ha a betegnek panaszt okoznak [3, 6, 29, 72, 98]. (Ez a hozzáállás megfelel a Strassbourg Osteosynthesis Research Group 1991-es ajánlásának, mely szerint a funkcióját vesztett rögzítő elemek eltávolítása akkor indokolt, ha az nem okoz felesleges kockázatot a beteg számára.) Egyöntetű szakmai álláspontról azonban nem lehet beszélni, hiszen a kérdés újra és újra felvetődik [10, 80]. A titán hosszú távú hatása a szervezetre nem ismert eléggé. A titánoxid felszín korróziója és a metallózis jelensége [39, 58] a lemezek és csavarok eltávolításakor szabad szemmel is sok esetben megfigyelhető, a titán jelenléte a környező lágyrészekből mikroszkóposan is kimutatható [1, 46, 47, 73, 74, 78, 98, 102]. Számos szerző számol be állatkísérletek és klinikai megfigyelések kapcsán a regionális nyirokcsomókban, vagy távoli szervekben észlelhető titán feldúsulásról [47], bár ennek toxikus vagy allergizáló hatását eddig nem igazolták [77, 86, 103, 104, 134, 137]. In vitro vizsgálattal csupán enyhe gyulladáskeltő hatást találtak [95, 96], carcinogen hatást nem észleltek [30, 118]. Panaszt okozhat ritka esetben a 8

9 szervezet saját szöveteihez képest nagyobb hővezető képesség. Kompressziós lemezek esetében további hátrányt jelenthet az un. stress shielding jelenség: a lemez alatti csont (elsősorban a corticalis állomány) atrofizál [26, 27, 49, 50]. Főként gyermekeknél fordulhat elő a növekedés során a rögzítő elemek migrációja, illetve a csontnövekedés gátlása [26, 139]. Az eltávolítás mellett szóló érv a későbbi radiológiai képalkotó eljárásokat zavaró hatás is [18, 27, 28, 35]. Mindezen érvek figyelembevételével több szerző hajlik a titánból készült rögzítő elemek rutinszerű eltávolítására is [53, 133]. Retrospektív vizsgálatok tanúsága szerint a lemezek és csavarok eltávolítására traumás esetekben 12-17%-ban [3, 29], állcsontfejlődési rendellenesség miatti műtéteket követően pedig 7-12%-ban [3, 71] kerül sor. Egy Angliában végzett kérdőíves felmérés szerint a maxillofaciális sebészek 5-40%-ban távolítják el gyógyulás után a rögzítő elemeket. A rozsdamentes acél/titán elemek arányát vizsgálva, úgy találták, hogy kétszer gyakrabban kerül sor a rozsdamentes acéllemezek és csavarok eltávolítására [71]. Az eltávolítás okaként gyakorisági sorrendben egyöntetűen a lemez környezetében kialakult infekció, gyulladás, a rögzítő elemek szabaddá válása, fogpótlástervezés, pszichés okok, hőérzékenység, illetve egyéb okok szerepelnek. 9

10 II. Az anódos és termikus oxidáció Az arc-, állcsont-, szájsebészet területén alkalmazott titán implantátumok céljukat tekintve két nagy csoportba oszthatók: a csontegyesítéshez (osteosynthesis) és hiányok pótlásához alkalmazott lemezekre, csavarokra és a foggyökér-implantátumokra [75]. Az implantátumok felszínén spontán létrejött, illetve a különböző felületkezelési eljárásokkal létrehozott oxidréteg a titán kémiai kötésállapotát tekintve többféle lehet. A titán oxidjai közül a TiO és a Ti 2 O 3 kevésbé stabil vegyületek, a TiO 2 a legstabilabb (minél nagyobb arányban van a vegyületben O, annál stabilabb a molekula) [16, 59]. Mosser és mtsai bizonyították, hogy a titán implantátumok beültetésekor mért 5 nm spontán titánoxid felület, 5 év múlva 200 nm-re növekszik [1, 24, 96]. A titán felszínén levő spontán képződő titánoxid réteg a fém és a szervezet közötti átjárást nem akadályozza meg, szerkezete porózus és egyes szerzők szerint lehetőséget nyújt a fertőző ágensek megtelepedésére is [1, 37]. A metallózist, a titán kiválását és távoli szervekbe jutását, a lemez hővezető képességét befolyásolhatjuk a felszíni tulajdonságok megváltoztatásával [52, 64, 121]. Annak érdekében, hogy növeljük a fém szigetelését és korrózióállóságát így a biokompatibilitását, többféle módszert lehet alkalmazni [2, 52, 132]. A szervezet a fém felszínével kerül kapcsolatba, így ezek a módszerek mind a felszínmódosítással függnek össze. Az eljárásokat három nagy csoportba oszthatjuk: A pozitív anyagtranszporttal járó felületkezelésekhez (anyagfelhordás) sorolhatók például az un. szol-gél eljárás (így készül, pl. a hydroxiapatit bevonat), a plazmaszórás (plasma spray) és a gáz fázisú fizikai és kémiai felületkezelés. A negatív anyagtranszporttal járó felületkezelések lényege, hogy a felületen elhelyezkedő szennyeződéseket, a kontaminálódott, vagy sérült felületi oxidréteget eltávolítsa, lehetőséget teremtve ezzel arra, hogy fizikailag, kémiailag és biológiailag tiszta, új oxidréteg alakuljon ki. A felületi anyag átalakításával járó felületkezelések közé tartoznak például a lézer- és elektronsugárral történő felületmódosítások, valamint a termikus- és az anódos oxidáció. Utóbbi módszerrel kialakított oxidréteg minősége (vastagsága, színe, kristályszerkezete) változtatható az oxidációs feszültséggel, a hőkezelés időtartamával és a kezelés ismétlésének számával [7, 20, 61, 100, 115, 117, , 129, 130, 138]. 10

11 A hagyományos titán implantátumokat napjainkban a felületkezelt implantátumok generációja háttérbe szorította [2, 14, 36, 37, 60, 64, 91, 94, 100, 105, 117, 121, 127]. Az általunk vizsgált rögzítő elemek az orvosi gyakorlatban alkalmazott, nagy tisztaságú titánból készültek (ISO 5832/II) (1. függelék), az alábbi felületkezelési eljárással (Protetim Kft./Promed 2000 Kft., Hódmezővásárhely) [ ]: mechanikus és vegyi tisztítást követően anódos oxidáció, majd hőkezelés (300 C, 30 perc) következik. Az anódos oxidáció 5 tömeg %-os nátrium hidrogénfoszfát (Na 2 H(PO 4 )) oldatban, szobahőmérsékleten, 0,25 secundum időtartamú feszültséglépcsőkkel történik 80 V, az ismétlésnél 79 V feszültség eléréséig. A mosást-szárítást, az anódos oxidációt és a hőkezelést megismétlik. A réteg minősége nagyban függ az elektromos feszültségtől, a hőkezelés hosszától, ismétlésétől. Az anódos oxidációval növesztett oxidréteg jön létre, mely hőkezeléssel kristályos szerkezetű szigetelő oxidréteggé alakul át. A titánra így felvitt réteg pozitív tulajdonságai az alacsony elektromos vezetőképesség és a korrózióval szembeni fokozott ellenálló képesség. [57, 116, 117, , 129, 130]. A titán és a növesztett anódos oxidréteg között lényegesen nagyobb a tapadóerő, mint más felületkezelések során felhordott bevonatok esetében. A röntgenvizsgálatok készítését ez a réteg nem befolyásolja. Az így bevont implantátumok többszöri sterilizálás után is képesek megtartani pozitív tulajdonságaikat [ ]. 11

12 III. A csontegyesítéshez használt fém rögzítő elemek felületi szerkezetének vizsgálatára szolgáló módszerek A titán lemezek felületének tanulmányozása során célunk olyan pontos és megbízható vizsgálati módszer alkalmazása, amellyel a felület szerkezetét és összetételét jobban megismerhetjük [83, 91, 110, 112]. Ezeknek az információknak a későbbiekben fontos szerepük van a minták összehasonlításában, a szervezetben bekövetkezett változások megfigyelésében és a hosszú távú eredmények kiértékelésében. A sikeres munka feltétele a megfelelő vizsgálatok kiválasztása és kombinációja, mivel nem létezik olyan módszer, mely választ adhatna minden felmerülő kérdésre. Az alábbiakban a teljesség igénye nélkül- röviden ismertetjük a titán felület vizsgálatára leggyakrabban használt módszereket. A topográfiával, morfológiával, szerkezettel kapcsolatos vizsgálatok [100].: a napjainkban használt implantátumok felülete komplex topográfiát mutat, melynek vizsgálatához elengedhetetlenül fontos, hogy széles méretskálát átölelő módszereket használjunk, melyek a következők lehetnek: SEM: scanning electron microscopy - pásztázó elektronmikroszkóp A minta felületén folyamatosan változtatható 10X X nagyítási tartományt nagy mélységélességgel és sztereo módon képes megjeleníteni információt adva a részletek alakjáról, szerkezetéről, méretéről és elhelyezkedéséről [48]. A eljárás lényege, hogy fókuszált, vékony elektron nyalábot futtatnak végig az objektum felületén. A nyaláb szekunder elektronokat vált ki, amiket detektálnak. A kép úgy jön létre, hogy a képernyő pontjainak helyzete megegyezik a letapogató sugár tárgyon levő helyzetével, míg a fényerő a sugár által kiváltott elektronok számával lesz arányos. A felbontás 10 nm szélességű 1nm mélységű. A keletkezett kép 3D hatású, viszont valódi térbeli információt nem lehet vele nyerni, kvantitatív méréshez nem nyújt elég információt. További hátránya, hogy a gerjesztő elektronnyaláb a tárgyat roncsolja. A SEM-et legtöbbször az implantátum felületkezelés eredményének ellenőrzésére használják [1, 24, 31, 52, 78, 85, 86, 92, 117, 134]. Más vizsgálat is végezhető vele, például a szervezet és implantátum határán kimutatható, hogy a csontba fémszemcsék rakódtak le [106]. stereo-sem: stereo-scanning electron microscopy sztereo-pásztázó elektronmikroszkóp 12

13 Két képet rögzít a mintáról, néhány fokkal eltérő irányból, így már valóban térbeli információt nyerhetünk. Számítógépes feldolgozással a felület érdességét számszerűen is leírhatjuk. Bár a 3D kép felbontása kicsit rosszabb az egyszerű SEM képnél, összességében mégis ez a legalkalmasabb módszer az analízisre 50 és 100 nm közt, különösen az összetettebb, erősen hullámos felületek esetén [14, 48, 135]. AFM: atomic force microscopy atomi erő mikroszkóp Egy igen finom hegyű tűszonda halad végig a felületen, a szonda hegye és a minta atomjai közti kis erőhatásokat érzékelve ad jeleket. A szonda laprugóra (cantilever) van felfüggesztve, ezzel képes követni az atomi méretű egyenetlenségeket. A tű és a felület között a távolságtól függően vonzó vagy taszítóerő lép fel, amelyet a laprugó mér. A rugó mozgását megfelelő elektronika detektálja, és a kapott információkat átalakítva akár 3D képet is kaphatunk. Felbontása ma mind szélességében, mind mélységében a legjobb, segítségével a felület topográfiája, érdessége nm nagyságrendtől az atomi méretekig tanulmányozható. Használatának gyakorlati követelményei: a szonda biztonságosan közelítse meg a felületet, a minta felületével párhuzamosan pásztázzon, a berendezést óvni kell a mechanikus és elektromos zajoktól. Az AFM előnye, hogy a vizsgálatokat nem feltétlenül kell vákuumban végezni, mint más hasonló felbontású berendezésekkel. Az AFM segítségével jól vizsgálhatóak a korróziós jelenségek során fellépő, felületen történő szerkezeti változások, valamint lehetséges a mikrobiológiai korróziót kiváltó baktériumok, gombák stb. morfológiájának tanulmányozása [14, 36, 44, 48, 51, 52, 69, 96, 101, 135]. IM: interference microscopy fáziskontraszt mikroszkóp A hagyományos fénymikroszkóphoz hasonlít, de ki van egészítve az objektívbe helyezett ún. kontrasztlemezzel. Ennek segítségével a tárgy részleteit nem színbeli, hanem vastagság- és törésmutatóbeli különbségük alapján látjuk. Felbontóképessége vertikálisan 1nm, horizontálisan 200nm. Előnye, hogy gyorsan lehet 3D képet kapni az objektumról, és eközben nem roncsol, hátránya azonban, hogy csak kis terület vizsgálható egyszerre. Az IM a sztereo-sem-hez hasonlóan jól alkalmazható, de csak kisebb felbontásban (300-0,5 mikrométerig) [14, 89, 92]. A topográfia, morfológia, szerkezet vizsgálatra a fentieken kívül használhatóak még a TEM (transmission electron microscopy transzmissziós elektronmikroszkóp) [66, 67, 123], az STM (scanning tunneling microscopy) [42, 55], az MFM (magnetic force microscopy mágneses erő mikroszkóp) [54], az SNOM (scanning near-field optical microscopy) [97], az MSP (mechanical stylus profilometry profilometria), az LPM 13

14 (non-contact laser profilometry lézer profilometria) és a CLSM (confocal laser scanning microscopy konfokális lézer pásztázó mikroszkóp) [90] módszerek is. A felületi anyagösszetétel és rétegvastagság vizsgálatára szolgáló módszerek : XPS: X-ray photoelectron spectroscopy (ESCA electron spectroscopy for chemical analysis) röntgen fotoelektron spektroszkópia A módszer alkalmas a felületi réteg kémiai összetételének (0,1-1atomszázalékos kimutatási határ mellett) és kötésállapotának meghatározására. A kötési energia különbségek alapján, pl. a Ti, TiO, Ti 2 O 3 és TiO 2 fázisok megkülönböztethetőek egymástól. A módszer a röntgen fotonoknak a korpuszkuláris anyaggal, általában kondenzált, elsősorban szilárd fázissal bekövetkező kölcsönhatásán alapszik. Az alkalmazott, megfelelően nagy enegiájú röntgen fotonok a vizsgált atomoknak nem csak a külső, de a belső héjain elhelyezkedő ún. törzselektronokat is képesek eltávolítani, vagyis az atomokat ionizálni. A mérés az ionizációs folyamat energetikáját képes meghatározni és az energiakonzerváció egyenlete alapján a kilépő elektronok kinetikus energiáján kívül a spektrométer kilépési munkáját és egy -a minta anyagától függőkorrekciós tényezőt is számításba vesz. Az XPS méréseket ultranagy vákuum körülmények között végzik. A röntgen foton származhat röntgencsőből, szinkrotronból, és radioaktív preparátumból. Az XPS mérések során az eredmények a minta legfelső néhány tíz atomi rétegéből származnak, tehát a módszer információs mélysége 2-10 nm. E módszer nagy előnye az, hogy általában nem roncsolja a minta felületét (a fotonok a vizsgált minták túlnyomó többségénél nem okoznak fizikai, kémiai átalakulást) [8, 9, 14, 70, 107, 114, 131]. SIMS: secondary ion mass spectroscopy - szekunderion tömegspektrometria A módszer alkalmas a felületi oxidréteg vastagságának és homogenitásának meghatározására, valamint nyomelem mennyiségben (ppm) jelenlevő szennyezők és ötvözők kimutatására. A SIMS mérések során ultranagy vákuum körülmények között (2*10-7 Pa-nál kisebb nyomás mellett) a minta felületét nagy energiájú argon (Ar + ) ionokkal bombázzák, majd az Ar + nyaláb által a felületből kiporlasztott ionok tömegszám szerinti analízisét végzik el. Az ionok szétválasztására használható kvadrupól tömegspektrométer, de a jobb felbontóképesség érdekében leginkább a repülési-idő módszerét (TOF-SIMS) alkalmazzák. A SIMS vizsgálat során az eredmények a vizsgált minta legfelső néhány atomi rétegéből származnak, tehát az információs mélység 1-2 nm. A vizsgált minta felülete akár atomi rétegenként is 14

15 lemaratható, a különböző mélységben levő rétegek összetétele kimutatható. Hátránya, hogy roncsolja a felületet (az ionbombázás során a felület lekopik) [14, 32, 38, 56]. AES: Auger electron spectroscopy Auger elektron spektroszkópia A módszer alkalmas felületek, ill. vékonyréteg szerkezetek kémiai összetételének meghatározására (a kimutatható minimális elemkoncentráció 1 atomszázalék körüli) [63, 93, 99]. A rendkívül kicsi, 5-10 atomi réteges vizsgálati mélysége miatt az Auger módszer csak ultranagy vákuum körülmények között használható. Az AES alkalmas - az argonionos felületi bombázás kombinálásával- a mélységi elemeloszlás meghatározására is. Az Auger-elektronok keletkezése kapcsolható a fotoeffektushoz. Az atomot elhagyó fotoelektron távozása után fennmaradó betöltetlen energianívót egy magasabb kötési energiájú elektron foglalja el. Az elektronátmenet során felszabaduló karakterisztikus energia vagy egy röntgen foton, vagy egy karakterisztikus kinetikus energiájú Auger elektron keltésére fordítódik. Az Auger elektron kinetikus energiája az atom nívósémájától függ, tehát a kinetikus energia mérésével az anyagi összetétel vizsgálatára nyílik lehetőség. Az Auger elektronok gerjesztéséhez elektronágyú áll rendelkezésre, mellyel 1nA és 3μA közti besugárzó elektron áramot, valamint kev gyorsító feszültséget állíthatunk be. A besugárzó elektronok fókuszálhatóságától függően változik a módszer laterális felbontóképessége, ennek értéke kb. 1μm. Ez azt jelenti, hogy az elektronnyaláb pásztázásával felületi elemeloszlás térkép készíthető, azaz a kémiai összetétel laterális inhomogenitásai kimutathatóak [36, 44, 68, 76, 81, 91, 121]. Mélyebb rétegeket csak úgy vizsgálhatunk vele, ha szakaszosan leporlasztunk egy-egy réteget, vékonyítva a mintát. Titán esetében legtöbbször az oxigén eloszlását illetve az oxidréteg vastagságát mérik, mivel az oxidréteg jelenti a fő ellenállást a további korrózióval szemben [14, 61, 114]. Röntgendiffrakció (X-ray Diffraction -XRD). A diffrakciós módszer (elhajlás a rácson) a minták besugárzásából és az ezeken megtört átmenő sugárnak a detektálásából áll. A besugárzás röntgen nyalábbal történik. A módszer az anyag atomjainak térbeli elrendeződésének vizsgálatára, szilárd fázisban kristályszerkezetük meghatározására szolgál [14, 34, 52, 85, 94, 115]. A röntgendiffrakciós eljárás előnye, hogy nem roncsolja a Ti felületet (a fotonok nem okoznak fizikai, kémiai átalakulást), Egyéb alkalmazások: fázisazonosítás, szilárd oldatok összetételének, polimerek kristályossági fokának meghatározása [79, 84]. A felületi oxidréteg vastagság meghatározására optikai módszereket, leggyakrabban az ELM-et (ellipsometry ellipszometria) is lehet alkalmazni [5, 88, 15

16 125]. A kémiai tulajdonságokat az AES és XPS módszereken kívül a ToF-SIMS (timeof-flight secondary ion mass spectroscopy repülési idő tömegspektrometria), az ISS (ion scattering spectroscopy)[4, 40], a HREELS (high resolution electron energy loss spectroscopy nagy felbontású elektron energiaveszteség spektroszkópia) [126], a NEXAFS (near edge X-ray absorption fine structure) [82, 136] és a FTIR (Fourier transform infrared spectroscopy Fourier transzformált infravörös spektroszkópia) [62] módszerrel vizsgálhatjuk. E mérési módszerek a felület Å vastagságú legkülső rétegének kémiai tulajdonságait vizsgálják. További lehetőség a felületi reakciók mérése: az implantátumok szervezetbe kerülésekor lejátszódó folyamatok (fehérje adszorpció, sejt letapadás, stb.) megértéséhez szükség van olyan mérési módszerekre, amik lehetővé teszik ezek modell rendszereken történő dinamikus tanulmányozását. A leggyakrabban használt in-situ, jelölést nem igénylő bioszenzorok a következők: SPR (surface plasmon resonance - felületi plazmon rezonancia) [23], QCM (quartz crystal microbalance - kvartz kristály mikromérleg) [124], OWLS (optical waveguide light-mode spectroscopy - integrált optikai hullámvezető szenzor), RM (resonant mirror -rezonáns tükör) [41]. Az implantátum és környezetének kölcsönhatásait az implantátum felületének energetikája szabja meg. Ezeknek a felület közeli erőknek a feltérképezésére szolgálnak a következő módszerek: AFM (ld. fent), LFM (lateral force microscopy) [113], SFA (surface force apparatus). Lehetőség van az elektrokémiai viselkedés és korrózió tanulmányozására is [109]. A legtöbb implantátumként használt fém, ötvözet korróziós sebességét az implantátum felületén képződő passzív réteg védőképessége, stabilitása határozza meg. A korróziós hatások vizes oldatban két típusú reakción alapulnak: anaerob körülmények között a víz oxidáló hatására fémoxidok és hidrogén képződik; aerob körülmények között az oxigén oxidáló hatására fémoxidok képződése mellett nem keletkezik hidrogén. A titán korróziós viselkedését potenciodinamikus és potenciosztatikus tesztekkel, valamint immerziós tesztekkel tanulmányozzák. A vizsgálatok lényege, hogy in vitro a titán felületét olyan hatásoknak vessék alá, amilyenek a szervezetben keletkezhetnek. A titánt különböző oldatokba helyezik, ahol az oldat összetételének, hőmérsékletének valamint az áramerőség változásával a felületi réteg stabilitása, ionváltozása, vastagsága, ellenállása, kapacitása mérhető. A vizsgálatokat savakkal (HCl, FeCl 3, H 2 SO 4, HNO 3, H 3 PO 4, NaOH, Cr 2 O 3 és CH 3 COOH), műnyállal, Ringer-, vagy Hank oldattal, testhőmérsékleten és ph mellett végzik [14]. A fémek 16

17 elektrokémiai, korróziós viselkedését leggyakrabban modell oldatban, polarizációs mérésekkel tanulmányozzák háromelektródos elektrokémiai cellában. A potenciodinamikus (áram-potenciál) görbéken a potenciál függvényében megjelenő áramcsúcsok és platók alapján következtethetünk arra, hogy milyen folyamatok játszódnak le a fém/elektrolit határfelületen. Fiziológiás körülmények között (semleges közeg, gyengén oxidáló sós oldat, testhőmérséklet 37C ) a titán és titánötvözetek rendkívül alacsony korróziós hajlamot mutatnak, amit nehéz mérni és különbséget kimutatni a különböző titán elemek között (állatkísérletekben a TiNi korróziós mértéke kisebb volt, mint 2X10-5 mm/év). Agresszív vizsgálati körülmények mellett (magas hőmérséklet, oxidáló só oldatok, koncentrált savak) a titán és titánötvözetek magas korróziós ellenállást mutattak más fémekhez (rozsdamentes acél, nikkel-króm, kobaltkróm ötvözetek) hasonlítva [14, 52, 68, 105, 121]. A felületi vizsgálatok sokszínűsége lehetővé teszi a titán felületi rétegének alapos tanulmányozását. Fentiekben az általunk vizsgált titánoxid réteggel bevont titánlemezek vizsgálati lehetőségeire fektettük a hangsúlyt. A titán felületén lejátszódó folyamatok rögzítése, az oxidréteg tulajdonságainak megváltoztatása a minél kedvezőbb tulajdonságú felszín kialakítását célozza. A felületen zajló folyamatok mind a titán szervezetre történő hatásában (pl. metallózis), mind a szervezetnek a titán felületre való hatásában (pl. osszeointegráció, korrózió) fontosak. 17

18 Célkitűzések Munkánk során az alábbi kérdésekre kerestünk választ: 1. Az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek okoznak-e a lemez anyagával összefüggésbe hozható, klinikailag észlelhető szöveti elváltozást? 2. Az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemeket mely panaszok alapján és más titán rögzítő elemekhez képest- milyen gyakorisággal kell eltávolítani a szervezetből? 3. Az anódos és termikus oxidációval kialakított oxidréteg a rögzítő elemek teljes felszínén homogén módon, vagy csak szigetszerűen található meg? 4. Milyen az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek felszíni oxidrétegének vastagsága és változik-e a szervezettel való kölcsönhatás során? 5. Milyen az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek felszíni oxidrétegének kémiai kötésállapota és változik-e a szervezettel való kölcsönhatás során? 6. Milyen az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek felszíni oxidrétegének összetétele (szennyező, ötvöző anyagok aránya) és változik-e a szervezettel való kölcsönhatás során? 18

19 Anyag és módszerek I. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata Retrospektív klinikai vizsgálatban a behelyezett rögzítő elemek sorsát 5 éves intervallumban kísértük figyelemmel, különös tekintettel arra, hogy a lemezek és csavarok milyen mértékben okoztak a lemez anyagával összefüggésbe hozható szöveti pigmentációt [129, 130]. Az eltávolított lemezek környezetében előforduló metallózis arányának ismeretében egyszerű valószínűség számítást végeztünk arra vonatkozóan, hogy az összes lemez környezetében milyen valószínűséggel alakulhat ki metallózis. Az arc- és állcsonttörések, valamint állcsontfejlődési rendellenességek miatt operált betegek ellátása a fentiekben ismertetett felületkezelési eljárással készült mini- és mikrolemezek felhasználásával történt. A vizsgált időszakban 318 esetben összesen 988 lemezt használtunk fel arc- és állcsonttörések rekonstrukciójára. 282 esetben az alsó állcsont, 22 esetben az arcközép izolált sérülését, 14 esetben kombinált sérülést kezeltünk. A betegek között 256 férfi és 62 nő volt, átlagéletkoruk 38,2 év (l6-8l). Mandibula törések kapcsán 40 alkalommal külső feltárásból végeztünk osteosynthesist, túlnyomó részben intraorális feltárást alkalmaztunk. Az arcközép sérüléseket 26 esetben csak intraorális, 4 esetben csak extraorális és 6 esetben intra- és extraorális feltárásból láttuk el. Dysgnathiák miatt végzett osteotomia rögzítésére 134 betegnél 408 lemezt használtunk. 70 esetben bimaxilláris-, 36 esetben Le Fort I-, 28 esetben ramus osteotomiát végeztünk, valamennyi beavatkozást intraorális feltárásból. A betegek közt 74 nő és 60 férfi volt, átlagéletkoruk 24,3 év (18-36). 19

20 II. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata A vizsgálatban 3 db standard eljárással felületkezelt 0,8 mm vastagságú titán osteosynthesis lemezt használtunk. A mintadarabokból 3-3 keresztmetszeti síkban készítettünk metszeteket. A lemezek az orvosi gyakorlatban alkalmazott, nagy tisztaságú titánból készültek (ISO 5832/II), az alábbi gyári felületkezelési eljárással (Protetim Kft./Promed 2000 Kft., Hódmezővásárhely): mechanikus és vegyi tisztítást követően anódos oxidáció, majd hőkezelés (300 C, 30 perc) következik. Az anódos oxidációt 5%-os nátrium hidrogénfoszfát oldatban, szobahőmérsékleten, 0,25 sec időtartamú feszültséglépcsőkkel végzik 80 V, az ismétlésnél 79 V feszültség eléréséig. A mosást-szárítást, az anódos oxidációt és a hőkezelést megismétlik. Az anódos oxidációval növesztett oxidréteg jön létre, mely hőkezeléssel kristályos szerkezetű oxidréteggé alakul át. Célunk az volt, hogy a tetszőlegesen kiválasztott keresztmetszeti síkban készített metszeteken a felületi réteg folytonosságát vizsgáljuk, láthatóvá tegyük, hogy az oxidréteg homogén módon, vagy csak szigetszerűen borítja-e a lemez felszínét. A metszetek elkészítése a Hamburgi Egyetem Patológiai Részlegén történt Dr. dr. Karl Donath módszere szerint [22, 65]. Az implantátumokat fényre polimerizálódó gyantába (Kulzer 7200 VLC, Wehrheim, Németország) ágyazták be, majd speciális vágó-elcsiszoló technikával (Exakt Apparatebau, Norderstedt, Németország) 5-10 µm vastagságú metszetet készítettek. A metszeteket mikroszkóppal (Olympus 2000) 25x, 50x és 100x nagyítással vizsgáltuk és fényképfelvételeket készítettünk [128]. 20

21 III. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel Vizsgálatainkat 2db a bevezetőben ismertetett standard eljárással készült titán lemezen, illetve 3 db azonos eljárással felületkezelt, a szervezetből 3 év után eltávolított lemezen végeztük. Utóbbiak esetében a lemez mindkét (csont- és lágyrész felé eső) felszínét vizsgáltuk. Az implantátumokat Wipak Medical fóliában Getinge autoklávban (135 C, 2.1 atm, 35 perc) sterilizáltuk. A beültetett lemezeket csonttörések rögzítéséhez használtuk. A lemezt a periosteum alá, közvetlenül a csontfelszínre helyeztük fel (a lemez formájából adódóan egyértelmű, hogy melyik felszíne helyezkedik el a csonton és melyik a periosteum alatt). A mucoperiostealis lebenyképzéshez alkalmazott metszésvonal a lemeztől távol helyezkedett el, a sebet per primam zártuk, ezáltal a hám benövése a területre kizárható. A lemez rögzítéséhez a lemezzel megegyező anyagú és ugyanazzal a módszerrel felületkezelt csavarokat alkalmaztunk. A vizsgálatokhoz intakt hámborítás alatt elhelyezkedő lemezeket használtunk fel, így az exogén szennyeződés lehetősége kizárt. A lemezfelszínt a behelyezéskor-eltávolításkor használatos műszerek (raspatórium, fúró, csavarhúzó) és csavarok megsérthetik, ezért a vizsgálatra csak olyan részeket választottunk ki, ahol szabad szemmel nem volt észlelhető sérülés. Az implantátumokat a szervezetből való eltávolítás után desztillált vízben, majd Sekusept por (Ecolab) vizes oldatában ultrahangos fürdőben tisztítottuk 30 percig. Az eredeti és az eltávolított lemezek felületének összehasonlítására az alábbi felületanalitikai módszereket alkalmaztuk: Röntgen-fotóelektron spektroszkópiát (XPS), mellyel megállapítható az implantátum felületének kémiai összetétele és a komponensek kémiai kötésállapota. Elkülöníthetők a fémes Ti, illetve a különböző titánoxid (TiO, Ti 2 O 3, TiO 2 ) fázisok. Szekunderion tömegspektroszkópiát (SIMS), mellyel lehetőség nyílik a felületi oxidrétegben a nyomelem mennyiségben jelen lévő szennyezők és adalékok kimutatására, valamint az oxidréteg vastagságának becslésére is. Auger-elektron spektroszkópiás analízist (AES), mely alkalmas az oxidréteg felületi elemeloszlásának feltérképezésére. 21

22 Az oxidréteg felületi összetételét és a komponensek kémiai állapotát XPS mérésekkel határoztuk meg. Az implantátum laterális homogenitásának jellemzéséhez az Ar + -porlasztással (p Ar : mbar, 3 kev, 20 µa/cm 2, 40 perc) megtisztított minta több pontján rögzítettük a felület elektrongerjesztéses Auger (AES) spektrumát. Az XPS és AES méréseket ugyanabban az analitikai kamrában mbar háttérnyomás mellett végeztük. Az XPS vizsgálatoknál VG Microtech XR3E2 típusú ikeranódos röntgenforrás (monokromatizálás nélküli) Mg Kα vonalát használtuk ( ev). Az AES analíziseknél VG Microtech LEG200 típusú elektronforrást alkalmaztunk (3 kev, 0.55 μa). Az emittált elektronok energiáját VG Microtech Clam2 típusú csonkított félgömb energiaanalizátor segítségével határoztuk meg. Az implantátum felületi, illetve felületközeli rétegének összetételét a Ti 2p, az O 1s, az N 1s, a C 1s, a Na 1s a P 2p, a Ca 2p valamint a Cl 2p átmenethez tartozó csúcsok csúcs alatti területéből az irodalomban megadott érzékenységi faktorok [12] segítségével számítottuk ki. A detektált elemek kémiai állapotát a kötési energiaértékek eltolódásának segítségével azonosítottuk. A minták feltöltődéséből adódó hibák kiküszöbölése érdekében a kötési energiaértékeket a minta felületén adszorbeált szénhidrogén C 1s fotoelektroncsúcsához (284.6 ev) képest adtuk meg. A porlasztással megtisztított minták esetében az Ar 2 p (241.5 ev) állapotát használtuk referenciaként. Az oxidréteg mélységi homogenitását SIMS módszerrel vizsgáltuk. A SIMS analíziseket Balzers gyártmányú berendezésben végeztük, a mérésekhez Ar-ionforrást (3 kev, 10-2 ma/cm 2 ) alkalmaztunk. A mérés során folyamatosan regisztráltuk a 12 C +, 16 O +, 31 P +, 35 Cl +, 44 Ca +, 48 Ti +, 52 Cr +, 56 Fe + ionok, valamint a 64 TiO + klaszter intenzitások mélységi változását [108, 111]. Az eredeti lemez esetén a szennyező anyagok arányának változását az oxidréteg belsejében és az oxid/fém határfelületen kettős t-próbával értékeltük. 22

23 Eredmények I. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata Az általunk vizsgált időszakban a behelyezett lemezek 7.7%-át (108/1396) kellett különböző okok miatt eltávolítani. Az állcsontsérüléseket követő beavatkozások esetében ez az arány 8.5% (84/988), állcsontfejlődési rendellenesség korrekciója kapcsán 5.8% (24/408) volt (1. táblázat). A lemezeltávolításra átlagosan a behelyezéstől számított 10,1 hónap múlva került sor. Behelyezés Eltávolítás esetszám lemezek száma esetszám Lemezek száma Mandibula törés (13.4 %) 66 ( 7.6%) Arcközép törés (27.2%) 11 (21.1%) Kombinált törés (14.2%) 7 ( 9.7%) Bimaxillaris osteotomia ( 8.5%) 19 ( 6.7%) Le Fort I osteotomia ( 5.5%) 5 ( 3.9 %) Ramus osteotomia Összesen (11.9%) 108 ( 7.7%) 1. táblázat Különböző indikációval behelyezett és az eltávolított lemezek számaránya Az eltávolítás indokául szolgáló panaszok közt az eltávolított/behelyezett lemez számarány szerint első helyen 3.37%-ban (47/1396) a lemez szabaddá válása áll, 1.79%-ban (25/1396) osteomyelitis (7 esetben nyálkahártya dehiscentiával együtt), 1.5%-ban (21/1396) a tapintható duzzanat és érzékenység, 0.93%-ban (13/1396) pszichés ok (panaszmentes beteg kérése), 0.14%-ban lemeztörés (2/1396) miatt került sor a második műtéti beavatkozásra. Hőérzékenység nem szerepelt a panaszok között. (2. táblázat) 23

24 Eltávolítás oka Eltávolított/behelyezett lemezszám Lemezeltávolítás %-ban Szabaddá válás 47 / % Osteomyelitis 25 / % Duzzanat, érzékenység 21 / % Psychés ok 13 / % Lemeztörés 2 / % 2. táblázat Lemezeltávolítás okai gyakoriság szerint A rögzítő elemek eltávolítása során egyetlen esetben sem tapasztaltunk a fémek környezetében metallózist, illetve a lemez anyagával, bevonatával közvetlen összefüggésbe hozható lágyrész-, vagy csontkárosodást. A nyálkahártya-folytonosság hiányt 23 esetben feltehetően osteolysis következtében kialakult csavarlazulás okozta. Más esetben a rögzítő elemek lazulását, vagy környezetükben kialakult osteolysist nem tapasztaltunk. Az eltávolított lemezek és a környezetükben észlelhető szöveti pigmentáció arányának ismeretében egyszerű valószínűség számítást végeztünk annak megállapítására, hogy az el nem távolított lemezek környezetében milyen valószínűséggel alakulhat ki metallózis. Ennek eredménye, hogy a betegekben maradt lemezek környezetében a szöveti pigmentáció kialakulásának valószínűsége kisebb, mint p<0,

25 II. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata A mikroszkópos vizsgálat során azt tapasztaltuk, hogy az anódos oxidációval és hőkezeléssel létrehozott felszíni réteg a vizsgált minta teljes kerületén homogén, egyenletes vastagságban borítja az alapfémet (bulk). (1.ábra 25x nagyítás) 1. ábra 25x nagyítás. A felületi réteg a vizsgált minta teljes kerületén egyenletes vastagságban jelen van. (Az esetleges egyenetlenségeket az okozhatja, hogy a metszés nem pontosan a mintára merőlegesen történt.) A felszíni oxidréteg és az alapfém közötti határvonal valamennyi nagyításnál egyértelműen felismerhető. A nagyobb nagyításoknál (50x, 100x) észlelhető sötét 25

26 sávszerű határvonal feltételezhetően a metszetkészítés során fellépő sérülés eredménye. (2. ábra) 2. ábra 50x nagyítás. Repedések, anyagtani hibák nem láthatók. Az általunk alkalmazott nagyításokkal sem a felszíni rétegben, sem az alapfémben nem találtunk repedéseket, anyagtani hibákat. A réteg vastagsága mikroszkópos vizsgálattal nem állapítható meg pontosan. A felületanalitikai módszerekkel végezett vizsgálataink során a felületi oxidréteget nm-nek mértük. A nagy nagyítással (100x) végzett vizsgálat megerősíti, hogy az oxidréteg ebben a nagyságrendben változik. (3. ábra) 26

27 vastagságú. 3. ábra 100x nagyítás. A felületi oxidréteg nm-es nagyságrendben változó A vizsgálat lényege, hogy látványosan csak így volt megállapítható a felületi réteg folytonossága, ami az alapfémnek a környezettől való szigetelését biztosítja. 27

28 III. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel Az implantátumok felületi rétegének összetételét XPS módszerrel vizsgáltuk. A lemezen az XPS által vizsgált területet (az emberi szervezetből 3 év elteltével eltávolított implantátum példáján) a 4. ábra mutatja. 4. ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO 2 /Ti lemez AES szekunder elektronképe (Ar + porlasztás előtt). A fehér négyzet az XPS által vizsgált területrészt mutatja. Az anódos és termikus oxidációval kialakított oxidréteg felületéről, illetve az Ar + -porlasztással megtisztított felületről készült XPS spektrumokat a 5. ábra mutatja be. (SiO 2 /Si mintán meghatározott porlasztási sebesség 0.18 nm/perc.) 28

29 Na 1s C (KLL) Ca (LMM) Ti (LMM) O 1s O (KLL) Intenzitás a.u. Ti 2s Ti 2p N 1s Ca 2p C 1s Ar 2p Cl 2p P 2p Ti 3s Ti 3p Ar + -porlasztás után Kötési energia (ev) felület 5. ábra Eredeti TiO 2 /Ti lemezek felületéről, ill. 40 perces Ar + porlasztás után felvett XPS spektrumok. (a.u.: arbitrary unit: önkényes egység) Az 5. ábrán látható, hogy a referencia implantátum felületén a Ti-n és az O-n kívül C, P, Ca, N és Na detektálható. A mintát alkotó komponensek kémiai állapotát a felületen rögzített nagyfelbontású XPS spektrumok segítségével határoztuk meg. Az oxidált implantátum felületén a titán teljes mennyisége TiO 2 formájában van jelen (Ti 2p 3/ ev, ill. Ti 2p 1/ eV) [131]. A TiO 2 mellett nagyobb mennyiségben C, kisebb mennyiségben pedig P, Ca, és Na mutatható ki. Az Ar + -porlasztást követően a C mennyisége drasztikusan csökken, az O mennyisége nő (3. táblázat). Ti O C P Ca N Na Felület Ar + tisztítás után táblázat Eredeti TiO 2 /Ti lemez felületén, ill. 40 perces Ar + porlasztást követően XPS-sel meghatározott összetétel (atomszázalékban megadva) 29

30 A minta C tartalmának változása mutatja, hogy a C nagy része a minta felületén adszorbeálódott szennyező. Az összes oxigén ~15 %-ban titánhoz kötött, 20 %-ban pedig a felületi szennyezőktől származik. A P, a Ca és a Na mennyisége az ionporlasztást követően kismértékben csökken. Az oxidréteg külső felületén a P foszfát, illetve hidrogénfoszfát (PO 3-4, HPO 2-4 ) formájában van jelen (132.8 ev). A Ca (347.3 ev) és a Na ( ev) ionos formában detektálható. A P, Na és Ca elsősorban az anódos oxidációnál használt elektrolitból épülhetett be, részben pedig az alkalmazott sterilizálási eljárásból származhat. Az emberi szervezetből 3 év elteltével eltávolított implantátum felületéről, illetve az Ar + -porlasztással megtisztított felületről készült XPS spektrumot a 6. ábra mutatja. Na 1s C (KLL) Ca (LMM) Ti (LMM) Intenzitás a.u. O (KLL) O 1s C 1s Ti 2s Ti 2p Ca 2p N 1s Ar 2p P 2p Ar+ -porlasztás után Cl 2p Kötési energia (ev) felület 6. ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO 2 /Ti lemezek csont felőli oldalának felületéről, ill. 40 perces Ar + porlasztás után felvett XPS spektrumok (a.u.: arbitrary unit: önkényes egység) A részletes XPS spektrumok kiértékelésével kapott koncentrációértékeket a 4. táblázat foglalja össze. A mintán a Ti-n és az O-n kívül C, P, Ca, N, Cl és Na detektálható. 30

31 Ti O C P Ca N Cl Na Felület Ar + tisztítás után táblázat Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO 2 /Ti lemez csont felőli oldalának felületén, ill. 40 perces Ar + porlasztást követően XPS-sel meghatározott összetétel (atomszázalékban megadva) A 4. táblázatból látható, hogy az emberi szervezetből 3 év elteltével eltávolított lemez felületét főleg C, Ca, N és O-ből álló réteg borítja. A felületen detektált összes titán TiO 2 formájában van jelen. A N amidként (401.2 ev), a P foszfát, illetve hidrogénfoszfát formájában, az egyéb komponensek (Ca, Cl, Na) ez esetben is ionos formában detektálhatók. A nagyobb mennyiségű ionos komponens és a nagyobb N tartalom feltételezhetően az implantátum eltávolítása után alkalmazott fertőtlenítőszeres mosás következménye. A 40 perc időtartamú, Ar-ionokkal végzett tisztító-porlasztást követően a C tartalom csak kismértékben csökken, a Ca, Cl és Na mennyisége viszont kismértékben megnő. Ezek a változások arra utalnak, hogy a C, Cl, Ca és Na erősen kötődnek az implantátum felületéhez, illetve részben az implantátumot borító széntartalmú réteg. Az implantátum alaplemez főbb szennyezőinek mennyisége (Fe, Cr) egyik minta esetében sem érte el a módszer kimutatási határát (~ néhány tized atomszázalék). Az ionporlasztás következtében a TiO 2 réteg részben redukálódik, ezért a réteg belsejében a Ti kémiai kötésállapota porlasztást követően nem vizsgálható. [11] Az anódos és termikus oxidáció során kialakult oxidréteg mélységi homogenitását, illetve ennek 3 év alatt az emberi szervezetben bekövetkező változását SIMS módszerrel vizsgáltuk. A SIMS mélységi analízisek eredményei a 7., 8., 9. ábrákon láthatók. 31

32 10 6 Ti 12 C + 16 O P + 35 Cl TiO 44 Ca + 48 Ti + Intenzitás (cps) C Ca P Fe Cr O 52 Cr + 56 Fe + 64 TiO + Cl Porlasztási idő (min) 7. ábra Eredeti TiO 2 /Ti lemez felületi oxidrétegéről készített SIMS mélységi profil (cps: counts per secundum) 10 6 Ti 12 C + 16 O C 31 P + 35 Cl + 44 Ca + Intenzitás (cps) TiO O Fe Cr Ca P Cl 48 Ti + 52 Cr + 56 Fe + 64 TiO Porlasztási idő (min) 8. ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO 2 /Ti lemez csont felőli oldalának felületéről készített SIMS mélységi profil (cps: counts per secundum) 32

33 10 6 Ti 12 C + 16 O P + 35 Cl + Intenzitás (cps) C Fe P Ca Cr O TiO Cl 44 Ca + 48 Ti + 52 Cr + 56 Fe + 64 TiO Porlasztási idő (min) 9. ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO 2 /Ti lemez lágyrész felőli oldalának felületi oxidrétegéről készített SIMS mélységi profil (cps: counts per secundum) A nulla porlasztási idő valamennyi mélységi profilgörbén a vákuum/oxid határfelületet (oxid külső felületét) mutatja. A porlasztási idő előrehaladtával az oxid egyre mélyebb rétegeiből kaphatunk információt. Az eredeti TiO 2 /Ti implantátumról készített SIMS mélységi profilon (7. ábra) az oxid külső felülete közelében hirtelen csökkenő ion és klaszterion hozamok a minta felületén adszorbeálódott oxigén hatásával magyarázhatók. Az oxidréteg belsejében az 16 O +, a 48 Ti + és a 64 TiO + klaszterion hozama közel állandó. A fém/oxid határfelületet az 16 O + illetve a 48 Ti + és 64 TiO + klaszter intenzitásának drasztikus csökkenése jelzi. (A minta oxigéntartalmának csökkenése az összes ionhozam csökkenését vonja maga után [17]). A 7. ábrán a függőleges szaggatott vonal a fém/oxid határfelületet mutatja. Ismert rétegvastagságú SiO 2 /Si standardon meghatározott porlasztási sebesség (2.4 nm/perc) alapján becsülhető, hogy az implantátum felületét ~ nm vastag oxidréteg borítja. Az ábráról leolvasható, hogy a felületi oxidrétegben valamennyi szennyező elemeloszlása inhomogén. A kezdeti (0-10 perc) magas ionhozamok a felületen adszorbeált oxigén hatásával magyarázhatók. Ezt követően az oxidréteg belsejében (10-50 perc) valamennyi szennyező szempontjából hullámvölgyet láthatunk. Az alapfém felszínéhez közeledve 33

34 (50-70 perc) a szennyezők aránya jelentősen emelkedik, majd az oxid/fém átmenet következtében csökkenő oxigéntartalom hatására az ionhozamok ismét csökkenő tendenciát mutatnak. A szennyzők közül a P az anódos oxidáció során az alkalmazott elektrolitból (Na 2 H(PO 4 )) épülhet be az oxidrétegbe. A C és a Fe az eredeti titán alapanyagban is fellelhetők. A Cr és a Ca a megmunkálás, a szállítás, vagy a sterilizálás során kerülhetett a lemezekre. Az egyes elemek arányának mélységi változását az oxidrétegben (a különböző időpontokban mért, titánra normált intenzitási adatokat) kettős t-próbával is értékeltük (5. táblázat). C P Ca Fe Cr p érték 0,0183 0,0175 0,0095 0,0270 0, táblázat Az egyes elemek arányváltozásának szignifikanciája az oxidrétegben kettős t-próbával A statisztikai értékelésből kiolvasható, hogy valamennyi vizsgált elem arányváltozása szignifikáns. Különösen igaz ez a megállapítás a számunkra orvosbiológiai szempontból kiemelten fontos Fe és Cr változására. Az emberi szervezetbe beültetett, majd onnan 3 év elteltével eltávolított implantátum csontszövet felőli oldaláról készített SIMS mélységi profil a 8. ábrán látható. A kontroll implantátumnál tapasztaltakkal szemben (7. ábra), a következő változások figyelhetők meg: A vizsgálati tartománynak csaknem a feléig a 12 C + ionhozama mintegy 1.5 nagyságrenddel meghaladja a beültetés előtti mintán mért értéket és a külső határfelülettől távolodva lassan csökken. A 12 C + ionhozamának csökkenésével párhuzamosan megfigyelhető az 16 O +, a 48 Ti + és 64 TiO + ionhozamok növekedése. 90 perces porlasztási idő elteltével a 12 C + ionhozama fokozottan csökkeni kezd az 16 O +, a 48 Ti + és 64 TiO + ionhozamának folyamatos csökkenése mellett. A kontroll implantátumon az oxid/fém határfelületet az 16 O +, a 48 Ti + ionok és a 64 TiO + klaszterion hozamának hirtelen csökkenése jelezte (7. ábra). Az emberi szervezetből eltávolított implantátumon (8. ábra) ilyen változás a vizsgált tartományban nem figyelhető meg. Az emberi szervezetből eltávolított implantátum lágyrész felőli oldalán felvett SIMS mélységi profil a 9. ábrán látható. Az ionhozamok alakulása az 8. ábrán 34