Kerámia, üveg és fém-kerámia implantátumok BME Anyagtudomány és Technológia Tsz. Bevezetés A kerámiákat régóta használja az orvostechnika implantátumanyagként, elsõsorban bioinert tulajdonságaik, kopásállóságuk és keménységük miatt. Az utóbbi években azonban egyre inkább elõtérbe kerültek az ún. bioaktív kerámiák is, amelyek kémiai kötéseket képesek létrehozni az implantátum és a környezõ élõ szövet között. Ennek megfelelõen ezeket az anyagokat felületi minõségük és a szövethez való kapcsolódásuk alapján négy nagy csoportra oszthatjuk: 1. teljesen tömör bioinert kerámiák 2. porózus bioinert kerámiák 3. teljesen tömör bioaktív kerámiák 4. oldódó kerámiák, amelyek bizonyos idõ múlva felszívódnak a csontban. A kerámiák reaktivitásának nincs definiált mérõszáma, de általában a ph értéket, a szövetekkel való reakciókészséget és az ionos oldóképességet szokták figyelembe venni. Általánosságban azt mondhatjuk, hogy bioinert az a kerámia, amely a szomszédos szövetekkel csak minimálisan lép kölcsönhatásba, bioaktív az, amelyik részben oldható, és felületén keresztül lehetséges bizonyos fokú ionáramlás, végül oldódó az a kerámia, amelyik egy meghatározott idõ eltelte után beleolvad az õt körülvevõ szövetbe. Implantátumként általában a következõ anyagokat szokás használni: 1. Karbon 2. Alumínium-oxid 3. Cirkónium-oxid 4. Bioaktív üvegek és üvegkerámiák 5. Kalcium-foszfát kerámiák 6. Bioaktív kompozitok. A karbon, az alumínium-oxid és a cirkónium-oxid bioinert, míg a bioaktív üvegek és üvegkerámiák, valamint a kalcium-foszfát bioaktívak.
6.1. Bioinert kerámiák 6.1.1. Karbon A hatos rendszámú szenet a mûszaki gyakorlatban technikatörténeti okokból karbonnak szokás nevezni (megkülönböztetendõ a fûtéshez használt széntõl). A karbon bizonyos módosulatainak hexagonális rácsszerkezete van, amelyre az jellemzõ, hogy az egyes síkokon belül rendkívül erõs kémiai kötések uralkodnak, a síkok közötti összetartóerõ azonban viszonylag gyenge. Emiatt ennek az anyagnak a nyírással szembeni ellenállása kicsi. Létezik a karbonnak egy izotróp módosulata is, ahol nincs kitüntetett kristálytani orientáció, és így az anyag izotropikus makroszkópikus tulajdonságokkal rendelkezik. Az izotróp karbonnak három típusa van, a pirolítikus, az üvegszerû és a gõzfázisból lecsapatott. A pirolítikus karbont szénhidrogén gázok 1000-2500 C 0 -os pirolízise után választják le a hordozó felszínére. Az alapanyag szilíciumtartalma megnöveli a leválasztott réteg keménységét és kopásállóságát. Az üvegszerû karbon egy amorf, üveghez hasonlító anyag, amelyet polimerek lassú hevítésével állítanak elõ. A polimer illékonyabb komponensei eltávoznak, és a felszínen csak a karbon marad. A módszer hátránya, hogy az így elõállított réteg maximum 7 mm vastag lehet. A karbont gõzfázisú lecsapatással is elõ lehet állítani, ekkor a kiindulási karbont elgözölik, majd lecsapatják egy alacsony hõmérsékletû hordozóra. A keletkezett réteg tipikusan 1 µm vastag. A tömbanyag tulajdonságai a karbon-gõzölés hatására nem változnak meg. 6.1.2. Alumínium-oxid Az alumínium-oxid (Al 2 O 3 ) kerámiák nagymértékû elterjedését elsõsorban nagy mechanikai szilárdságuk, kopásállóságuk, kedvezõ súrlódási tulajdonságaik, valamint kémiai stabilitásuk és bioinertségük indokolja. Legjellemzõbb felhasználásuk a combnyak-protéziseknél van. A korábban egyetlen fémdarabból álló alakzatot ma moduláris kiépítésben gyártják: az implantátum szára továbbra is fém, de a feje már odapréselt Al 2 O 3 kerámia. Az alumínium-oxid fizikai és kémiai tulajdonságait (szakítószilárdság, fáradással szembeni ellenállás, törési szilárdság és korrózióállóság) elsõsorban az anyag tisztasága, a szemcsenagyság, a szemcseméret szórása, a porozitás és a kiválások határozzák meg. A nagytisztaságú (99.5%) Al 2 O 3 porból izosztatikus sajtolással állítják elõ a szükséges alakzatokat. Ezt követi egy 1600-1800 C 0 -os szinterelés, melynek hatására egy rendkívül tömör szerkezet jön létre. Az így elérhetõ szemcsenagyság mintegy 5 µm. Az utóbbi idõben kidolgozott fejlettebb gyártási technológiával lehetségessé vált az 1 µm-es szemcsenagyság kis szórással történõ elérése is, és ennek köszönhetõen az anyag szilárdsága még nagyobb lett.
Sajnos azonban a szinterelés és az azt követõ hûtés maradó mechanikai feszültségeket okoz az alumínium-oxidban. A belsõ feszültséggyûjtõ helyeken (pl. inhomogenitások, pórusok, kiválások) a lokális feszültség emiatt igen nagy lehet. ami mikrorepedések kialakulásához és terjedéséhez vezet. Ha a szemcseméret széles skálán mozog az anyagon belül, akkor a hõtágulási anizotrópia további belsõ feszültségekhez vezet a szemcsék között, és így még nagyobb lesz a repedések kialakulásának valószínûsége. Az Al 2 O 3 mechanikai tulajdonságait nagyban befolyásolja a környezet is. Megfigyelhetõ, hogy pl. nedves közegben az alumínium-oxid kevésbé ellenálló a fáradással szemben. Az Al 2 O 3 felhasználásának tehát az szab határt, hogy viszonylag kicsi a szakító- és hajlítószilárdsága, és emiatt nagyon érzékeny a feszültségkoncentrációra és a túlterhelésre. Mindazonáltal fontos hangsúlyozni, hogy az anyag tönkremenetelét legtöbbször a helytelen elõállítási technológia, a nem megfelelõ anyagválasztás és a minõségbiztosítás hiánya okozza. 6.1.3. Cirkónium-oxid Az alumínium-oxid kerámia egyik lehetséges alternatívája a cirkónium-oxid (ZrO 2 ). Ittriummal stabilizált változata jobban bírja a magas hõmérsékletû gyártástechnológiai lépéseket. Szobahõmérsékleten ugyanis a cirkónium-oxidnak monoklin kristályrácsa van, amely a hõkezelések során 1000-1100 C 0 -on tetragonálissá, 2000 C 0 fölött pedig köbössé alakul át. A monoklinból tetragonálissá átalakuló kristályok térfogata jelentõs mértékben lecsökken. A hõkezelést követõ lehûtés során ez a transzformáció fordítva játszódik le, azaz a tetragonálisból monoklinná változó kristályok térfogata megnõ, jelentõs belsõ feszültségeket okozva ezzel az anyagban. Ezeket a belsõ feszültségeket azonban kiküszöbölhetjük ittriumoxid adalékolással. Az ittrium-oxid (Y 2 O 3 ) stabilizálja a tetragonális fázist a lehûtés során, így az anyag szobahõmérsékleten egy metastabil tetragonális ráccsal fog rendelkezni. Ez a kristályszerkezet megnöveli a repedésekkel szembeni ellenállást is. A metastabil tetragonális szerkezet ugyanis a repedéscsúcs környékén kialakuló mechanikai feszültség hatására monoklinná alakul, és az ezt kísérõ térfogatnövekedés "összezárja" a repedést, megakadályozva ezzel továbbterjedését. A cirkónium-oxidot általában hideg izosztatikus sajtolással állítják elõ, majd szinterelik a megfelelõ sûrûség elérése végett. Ezt követheti egy magas hõmérsékletû izosztatikus sajtolás. Az így elõállított cirkónium-oxid kerámiák segítségével kisebb átmérõjû combnyak-fejek állíthatók elõ, mint alumínium-oxidból.
6.1.4. A bioinert kerámiák legfontosabb tulajdonságai Az elõzõ alpontban részletezett tulajdonságok mellett a bioinert kerámiák legfontosabb jellemzõi a merevség, szilárdság és a szívósság. A merevség az implantátum és a környezõ szövet mechanikai kölcsönhatását jellemzi. Meghatározó a csontban és az implantátumban ébredõ feszültség szemponjából is, és hatással van a feszültséggyûjtõ helyek kialakulására, a feszültségeloszlásra és a feszültségek hatékonyságára is. Fontos az is, hogy a bioinert kerámiák tartósan megõrizzék szerkezeti egységüket olyan feszültségek esetén is, amelyek jóval meghaladják a használatuk során fellépõ legnagyobb feszültséget. Az anyag mechanikai egysége függ a gyártástechnológiától, az implantátum alakjától és méretétõl, valamint a szervezetbe helyezés módjától is. Ezeket a paramétereket törésmechanikai és statisztikai módszerekkel állandóan nyomon kell követni, mert csak így kerülhetõk el a hirtelen fellépõ törések és egyéb károsodások. 6.2. Bioaktív kerámiák Egy implantátum biokompatibilitása akkor optimális, ha az anyag felületén bekövetkezik a környezõ szövetek normális növekedése, valamint az implantátum és a szövetek között folytonos átmenet biztosítja az ott fellépõ terhelések átadását. Ennek a követelménynek tesznek eleget a bioaktív anyagok, melyeknek három nagy csoportja van: 1. bioaktív üvegek és üvegkerámiák 2. kalcium-foszfát kerámiák 3. a fenti kerámiák és üvegek semleges fázisokkal erõsített kompozitjai. 6.2.1. Bioaktív üvegek és üvegkerámiák A bioaktív üvegeket több üvegfajta keverékébõl állítják elõ, melyek szilícium-dioxidot, foszfátokat, kalcium-oxidot és nátrium-oxidot tartalmaznak. Ezeket az anyagokat használhatjuk tömbanyagként vagy fém hordozóra felvitt rétegként. Az üvegkerámiák kristályos oxiapatitot és fluorapatitot (Ca 10 (PO 4 ) 6 (O,F 2 )), β-wollastonit-ot (SiO 2 -CaO) tartalmaznak egy MgO-CaO-SiO 2 mátrixban. Ezt az anyagot A-W üvegkerámiának nevezik. Az A-W üvegkerámia egy vékony, az üveg felszínén keletkezõ, foszforban gazdag rétegen keresztül kapcsolódik az élõ csonthoz. A kerámiák érzékenyek a nedves közegben lejátszódó felületi reakciókra. A kisebb vegyértékû ionok a felületre vándorolnak, koncentráció-gradienst és ioncserét hozva ezzel
létre. Ezek a reakciók hasznosak és károsak is lehetnek, de mindenképpen figyelembe kell õket venni. Az implantátum és a szövet közötti fiziológiai kapcsolat függ a szövettõl és az implantátum felszínétõl is. Ezért mind a kettõt kell vizsgálni. Az anyagvizsgálat történhet kémiai módszerekkel, pl. atomabszorpciós spektroszkópiával, vagy fizikai módszerekkel, pl. röntgendiffrakcióval, elektron mikroszondával, energiadiszperzív röntgenanalízissel (EDX), infravörös spektroszkópiával. Ezek a módszerek a felület alatti néhány µm-es tartományról adnak felvilágosítást. Léteznek kimondottan felületérzékeny módszerek, melyekkel elsõsorban a felülethez közeli néhányszor tíz atomsor vizsgálható, ilyen pl. az Auger-spektroszkópia és a szekunder iontömeg spektroszkópia (SIMS). Ha egy bioaktív kerámiát nedves közegbe helyezünk, akkor megindul a Na +, K + és Ca 2+ ionok kiáramlása az anyagból. Helyükre a közegbõl ioncsere révén H 3 O + ionok kerülnek. Ezek az ionok megnövelik a felszín közelében lévõ rétegek ph-ját, ami további alkáli-ionok kiáramlásához vezet. Megfelelõ idõ eltelte után a kerámia felszínén egy szilíciumban dús réteg alakul ki, amelyre egy bioaktív, kalcium-foszfátban gazdag réteg épül ki. A konkrét kísérletek azt mutatták, hogy ez a réteg már egy óra elteltével is kialakulhat. Az állatkísérletek viszont jelentõs mértékû C és N mennyiséget mutattak ki a Ca-P rétegben, ami azt jelzi, hogy itt szerves részecskék is lerakódtak. Stabil állapotban a Ca-P réteg végleges vastagsága 35-60 µm közé esik, míg a szilíciumban gazdag tartomány vastagsága 60-230 µm. 6.2.2. Kalcium-foszfát kerámiák A kalcium-foszfát gyûjtõnév alá különbözõ kalcium és foszfáttartalmú keramikus anyagok tartoznak. Közülük -felhasználásukat tekintve - leggyakoribbak az apatitok. Általánosságban az apatitokat az M 10 (XO 4 )Z 2 összegképlettel jelöljük, ahol az M valamilyen fémet, leggyakrabban Ca-ot, Sr-ot, Ba-ot, Pb-t vagy Cd-ot jelöl. Az XO 4 általában AsO 4, VO 4, CrO 4 vagy MnO 4, míg az egy vegyértékû Z ionok helyébe F, OH, Br vagy C 2 egy vegyértékû ionok kerülnek. Létezhetnek azonban ennél összetettebb ionszerkezetek is, amikor a két 1 vegyértékû Z ion helyét egy 2 vegyértékû ion veszi át, pl. CO 2-3, amelynek következtében a töltéssemlegesség ugyan megmarad, de egy atomi pozíció helyén vakancia keletkezik. Az orvostechnikában leggyakrabban a hexagonális szerkezetû hidroxiapatitot (HA) használják, melynek ideális sztöchiometriai képlete Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2. A mesterségesen elõállított hidroxiapatit rendkívül hasonlít a csontok és fogak anyagára. Nagyon jó a szövetekhez való kötõdése. További kedvezõ tulajdonságai közé tartozik a gyenge hõ- és villamos vezetõképesség, valamint az, hogy viszonylag jó minõségben lehet rétegként fém hordozóra leválasztani. Meg kell azonban említeni azt is, hogy a csontokban elõforduló természetes hidroxiapatit ritkán felel meg az ideális sztöchiometriai képletnek,
kalcium/foszfát aránya kisebb, mint 1.67, és különbözõ karbonátokat is tartalmaz, pl. nátrium-, magnézium-, fluor- és klór-karbonátot. A kalcium-foszfátokat porózus fém-felületekre szokták leválasztani, részben hogy meggyorsítsák az implantátum beépülését a szervezetbe, részint hogy meggátolják a fém korróziós termékeinek kiáramlását a szövetekbe. A leválasztás négyféle technikával történhet. A plazmaszórás során a kalcium-foszfátot magas hõmérsékletre (akár 10000 C 0 -ra is!) hevítik, majd nagy sebességgel a hideg fémfelületre "lövik". A plazmaszemcsék kis mérete és a hordozó jó hõvezetése miatt a fém alig melegszik fel, így nem szenved szerkezeti változást. A módszer hátránya, hogy a felvitt réteg porózus lesz, és a kerámiában a nagy hõmérséklet-változás miatt fázisátalakulások mehetnek végbe. Ionos porlasztásnál a kiindulási kalcium-foszfát tömb felszínét nagy energiájú ionokkal bombázzák, aminek hatására a tömb molekulái leválnak a felszínrõl, és vékony réteget hoznak létre a fém felületén. Elektroforézis alkalmazásakor a kívánt kerámia a fém felületére felvitt szuszpenzióból válik ki és tapad meg a hordozó felszínén. Végül a szinterelés során a kalcium-foszfát finom porát magas hõmérsékleten összesajtolják, és ennek hatására a szomszédos szemcsék felületük egy része mentén összeolvadnak. Minthogy a gyakorlatban azokkal a kalcium-foszfátokkal érték el a legjobb eredményeket, amelyekben a kalcium/foszfát arány 1,5 és 1,67 között volt, mostanában már nem is használják a félrevezetõ "hidroxiapatit" elnevezést, hanem inkább a CPC (Calcium-Phosphate Ceramic) rövidítést alkalmazzák. 6.2.3. Bioaktív kerámia kompozitok Kompozitanyagok elõállításánál a cél mindig az, hogy a kiindulási komponensek jó tulajdonságait megtartó új anyaghoz jussunk. Például a bioaktív üvegek -számtalan jó tulajdonságuk mellett - alacsony szilárdsággal és szívóssággal rendelkeznek. Ennek az az oka, hogy csak a mechanikai tulajdonságok rovására lehetett biológiai tulajdonságaikat javítani. Ha azonban a bioaktív üveget rozsdamentes acéllal erõsítjük meg, akkor máris megfelelõ szilárdsághoz és nagyságrendekkel jobb szívóssághoz jutunk. Ezt a javulást az okozza, hogy az üvegbe épített rozsdamentes acél maradó nyomó belsõ feszültséget hoz létre az anyagban, amelynek hatására az üvegben rendkívül könnyen és gyorsan terjedõ repedések összenyomódnak és megállnak. Ha a rozsdamentes acél helyett titán szálerõsítést alkalmazunk, akkor a keletkezett kompozit jobban fog kötõdni a csontokhoz. A bioaktív üveg- és kerámia kompozitok egy másik családjában hõkezeléssel második fázist hoznak létre. A hõkezelési paraméterek és a bioaktív anyag összetételének megfelelõ
beállításával tetszõleges többfázisú rendszer létrehozható. A második fázisok hatására az anyag szilárdsága jelentõs mértékben megjavítható. 6.2.4. A bioaktív kerámiák legfontosabb tulajdonságai A legfontosabb fizikai tulajdonságok a következõk: szemcsméret szemcsék alakja pórusméret pórusok alakja a pórusméret eloszlása különleges felületi rétegek tulajdonságai a jelenlévõ fázisok tulajdonságai kristályszerkezet sûrûség bevonat vastagsága felületi érdesség Ugyancsak meghatározó a kémiai stabilitás és a felület kémiai aktivitása, hiszen ez döntõen befolyásolja a szövetekkel kialakított kapcsolódást. Fontos tudni, hogy a beültetett bioaktív implantátum milyen állandó terhelésnek van kitéve. A bioaktív anyagok felhasználásának ugyanis kis mechanikai szilárdságuk szab korlátot. Tömbanyagként csak olyan helyen lehet alkalmazni, ahol csak nyomó igénybevételnek van kitéve. Egyéb helyeken a kerámiával bevont nagyobb szilárdságú fémek kerülnek felhasználásra. Klinikai vizsgálatok azt is bebizonyították, hogy a kerámia és a szövet közötti kötések jóval idõtállóbbak, mint a kerámia-bevonat és a hordozó fém közötti kötések, ilymódon ez utóbbi a gyenge láncszem. Érdemes lenne ugyanakkor megvizsgálni a dinamikus terhelésnek kitett bioaktív anyagok viselkedését, mert ismereteink ezen a téren rendkívül hiányosak.