MISKOLCI EGYETEMANYAGSZERKEZETTANI ÉS ANYAGTECHNOLÓGIAI
INTÉZET
Humán implantátumok fejlődéseTanulmány
Kidolgozta:
Nagy NóraPhD hallgató
Készült:
a TÁMOP-4.2.2.A-11/1/KONV-2012-0029a Járműipari anyagfejlesztések projekt keretében
A projekt szakmai vezetője:
Dr. Tisza Miklósegyetemi tanár, tanszékvezető
Miskolc2014
Tartalomjegyzék
1. Bevezetés................................................................................................................................2
2. A biokompatibilitást befolyásoló tényezők..............................................................................3
3. Biokompatibilis anyagok fejlődése..........................................................................................4
3.1. Fémek.....................................................................................................................................4
3.2. Kerámiák.................................................................................................................................5
3.3. Polimerek................................................................................................................................6
3.4. Kompozitok.............................................................................................................................7
4. Funkcionális követelmények....................................................................................................8
5. Az implantátum felület szerepe.............................................................................................15
5.1. Vékonyrétegek alkalmazása ortopédiai implantátumoknál.................................................16
5.1.1. Fémek és fémötvözetek bevonatként való alkalmazása...............................................16
5.1.2. Gyémántszerű karbon (DLC)..........................................................................................17
5.1.3. Karbon-nitrid vékony film..............................................................................................17
5.1.4. Nanokristályos gyémánt vékonyrétegek.......................................................................18
5.1.5. Biokerámia vékonyrétegek............................................................................................18
5.2. Porózus bevonatok ortopédiai alkalmazásai........................................................................19
5.3. Hagyományos porózus anyagok...........................................................................................23
5.3.1. Szinterelt kobalt-króm (CoCr) ötvözet...........................................................................23
5.3.2. Titánszálas fémszövetek...............................................................................................24
5.3.3. Hálós szerkezetű titán...................................................................................................24
5.3.4. Plazmaszórt felületek....................................................................................................25
5.4. Modern porózus anyagok.....................................................................................................26
5.4.1. Titán alapú fémhabok...................................................................................................26
5.4.2. Tantál alapú porózus bevonat (Trabecular)..................................................................30
6. Irodalomjegyzék...................................................................................................................33
7. Köszönetnyilvánítás..............................................................................................................33
1
1. Bevezetés
Különféle orvosi eszközök sikeres és használható kialakítása változatos kihívás,
amely egyaránt átfogja, összegzi az anyagtudományi, gyártástechnológiai,
orvostudományi területekről származó ismereteket.
Az implantológiában a mérnöki anyagok alkalmazása csupán az elmúlt 50-60
évben kezdődött meg, amelyet a bioanyagok egyre bővülő kutatási területe kísér. Az
elmúlt évtizedek során hatalmas fejlődésen ment keresztül az implantátumok tervezése
és alkalmazása. A felhasznált anyagok kiválasztásakor, az eszközök kialakításának
tervezésekor a legfontosabb szempont a szövet funkciójának helyreállítása és a
környező szövetekkel való biokompatibilitás biztosítása, az integritás megtartása.
A szakirodalom áttekintés célja, hogy bemutassam a biokompatibilitást és
biofunkcionalitást befolyásoló legfontosabb paramétereket, összefoglaljam az ortopédiai
célú implantátumok napjainkban alkalmazott főbb anyagminőségeit a szövetbarát
tulajdonságok alapján, és a különféle rendeltetésű teherviselő implantátumok esetében
felmerülő kihívásokat, valamint az implantátumok fejlődésének tendenciáit.
2
2. A biokompatibilitást befolyásoló tényezők
Az implantátumok biokompatibilitását számos paraméter együttesen határozza
meg. A páciens specifikus immunválasza és testi sajátságai is jelentős hatással vannak
az implantátum hosszú távú működésére. Ugyancsak fontos a páciens anatómiája,
egészségi állapota, fizikai aktivitása, amely az implantátum szerkezeti kialakításában is
szerepet kell, játsszon. A végeredmény minőségéhez az implantátumot beműtő sebész
képességei sem elhanyagolhatóak, továbbá a beműtés helye és körülményei is sokban
hozzájárulnak a sikeres beműtéshez..
ESZKÖZ KIALAKÍTÁS
méret alak (geometria) mechanikai és
reológiai tulajdonságok
ANYAG kémiai tulajdonság felület kémiai
tulajdonsága felületi érdesség felület töltésállapota kémiai stabilitás degradációs termékek
tul.
BIOLÓGIAI RENDSZER ÁLLAPOTA humán szövet típusa és
elhelyezkedése életkor általános egészségi állapot,
stb.
RENDSZER műtéti technika implantátum – szövet
kapcs. fertőzések
ESZKÖZ BIOKOMPATIBILITÁSA
1. ábra. A biokompatibilitást befolyásoló tényezők[5]
Mérnöki szempontból a legfontosabb feltételek az alkalmazott anyag
tulajdonságai és az implantátum szerkezeti kialakítása, amelyek egyaránt kiemelt
szerepet játszanak a sejtválasz, a biokompatibilis tulajdonságok kialakulásában.
3
Biokompatibilitás alatt azt értjük, hogy a biológiai rendszerbe helyezett
technikai rendszer hosszú időn keresztül képes-e megtartani az előírt működési
követelmények által meghatározott tulajdonságkombinációkat, vagyis a
biofunkcionalitást. A megfelelő anyag és szerkezet kiválasztásához tartozó feltételeket a
biokompatiblitás és biofunkcionalitás együttesen határozzák meg.
Nem kellenek felesleges soremelések, a megfelelő tagolást a stílusok
alkalmazásával biztosítjuk. Az értelmezését majd szóban kifejtem.
3. Biokompatibilis anyagok fejlődése
Az anyag és a szövet között fellépő reakciók hatása alapján a biokompatibilis
anyagokat három csoportba sorolhatjuk:
biotoleráns anyagok, amelyeket kötőszövet választ el a környezettől,
bioinert anyagok, amelyeknél a fémek felületén stabil oxidréteg védi az
implantátumot és csak minimálismértékben válnak le nem toxikus részecskék,
(pl.: titán és ötvözetei)
bioaktív anyagok esetében az anyag és a csontszövet között
közvetlenmechanikai és kémiai kapcsolat van (pl.: hidroxilapatit, trikalcium-
foszfát, bioüveg).
A napjainkban alkalmazott anyagok nagy része fém, fémötvözet vagy
speciálisan implantológiai célokra kifejlesztett kerámiák, polimerek és kompozitok.
3.1. Fémek
A fémek szélesebb körű, hosszú távú alkalmazásának a legnagyobb akadálya a
korrózióra való hajlam, valamint a súrlódás miatt fellépő kopás. A fémek korróziós
tulajdonságai jelentősen megváltozhatnak, ha az alapanyag más fémmel kerül
kapcsolatba, vagy ha megváltozik a környezet pH szintje. Ennek következtében egy
stabil rendszer hamar instabillá válik a körülmények legkisebb mértékű változásának
hatására is. Biológiai környezetben csak a nemesfémek mondhatók stabilnak, de
gyengébb mechanikai tulajdonságaik kizárják ortopédiai implantátumként való
alkalmazásukat. A teherviselő elemként kezdetekben alkalmazott rozsdamentes
acélokat, kedvezőtlen korróziós és súrlódási tulajdonságaik miatt a különböző Ti alapú
és CoCr-ötvözetek váltották fel.
4
A titán csípőprotézisben való alkalmazásának az előnye a kifáradással szembeni
kiváló ellenállása, a feszültségelnyelő képessége, ami által az implantátum körül nem
alakul ki csontvesztés. A titánból készült implantátumok felületén oxidréteg alakul ki,
amely ellenálló a korrózióval, az élettani pH-val szemben, elektromos vezetőképessége
pedig viszonylag kicsi. A titán implantátum felületén kialakuló oxidréteg hátránya az
instabilitása, amelynek következtében a legkisebb erő hatására is leválik, és folyamatos
anyagveszteséget okoz az implantátum felületén. Habár a titán ötvözetek e tulajdonsága
javítható, mégsem viselkednek kedvezően a mozgó elempárok részeiként.
Leggyakrabban felhasznált ötvözete aTi6Al4V, amelynek mechanikai tulajdonságai
majd háromszor jobbak, mint az ötvözetlené, a tiszta titán azonban korrózióállóbb.
3.2. Kerámiák
A kerámiák nagy nyomószilárdsággal rendelkeznek, nagy keménységűek és jó
kopásállósággal rendelkeznek: e tulajdonságaik teszik elsősorban alkalmassá a mozgó
elemként való alkalmazásra (pl. csípőprotézis gömbfej). Ugyanakkor a
hajlítószilárdságuk nagyon kicsi, valamint ridegek, kicsi a törési szívósságuk, amelynek
következtében koncentrált feszültségek hatására könnyen törnek. Kerámia elemek
beépítésének tervezésekor a törési szívósságot, a kritikus repedés méretet, valamint a
várható feszültségeket kell figyelembe venni, amelyek az elemben ébredhetnek. A
kerámiák megbízható alkalmazásához a különböző törésmechanikai elméletek adhatnak
megfelelő kiindulási alapot.
A bioinert kerámiák közé tartoznak:
az oxidkerámiák (alumina),
a Si-alapú kerámiák,
a karbon és karbonszálak,
a szintetikus gyémántok.
A bioaktív kerámiák közé tartozik például a hidroxy-apatit, amely
összetételében és tulajdonságaiban is a legjobban közelít a természetes csontokhoz, a
fogakhoz és gyorsítja az implantátum és csont közötti kapcsolat kialakulását. Általában
bevonatként alkalmazzák fogászati és csípőprotézisek esetében, amelyről a későbbi
fejezetekben még esik szó.
5
3.3. Polimerek
A polimerek rugalmas anyagok, amelynek következtében képesek elnyelni,
tárolni, majd átadni az őket érő rugalmas energiát. A rugalmassági modulusa sok
természetes szövetével megegyezik. A molekulák súlya, a közöttük lévő keresztkötések
száma és a kristályossága tetszőlegesen változtatható a megfelelő anyagtulajdonság
elérésének érdekében. A polimerek viszkoelasztikusak, azaz a folyadék és a szilárd
anyagokra jellemző tulajdonságokkal is rendelkeznek. Tulajdonságaik alapján a
polimerek alkalmazásának egyik legfőbb akadálya a kúszás és a feszültség relaxáció.
Néhány típusú polimer vizet vesz fel a környezetből, amely előnyös is lehet bizonyos
esetekben, de komplikációt is okozhat az anyag nem kívánt biodegradációjával. A
mechanikai tulajdonságaik teherviselő elemként való alkalmazásukat kockázatossá
teszik. A sterilizálás problémái is kihívást jelenthetnek egyes típusoknál. A fémeket és
kerámiákat autokláv eljárással jól lehet sterilizálni, de ez nem alkalmazható a
polimereknél a kis olvadáspontjuk miatt. Ezeken túlmenően, továbbá figyelembe kell
venni a különböző eljárások hatásait a mechanikai, valamint az idő-függő
tulajdonságaikra. A -sugárzással történő sterilizálás egy bizonyos mértékig javítja a
polimerek térhálósodását, de öregítő hatása is van, mert felbontja a polimer szálakat és
rideggé teszi őket.
Ortopédiai implantátumok céljára a leggyakrabban alkalmazott polimer az
UHMWPE, amelyet csípő- és térdprotézisek elemeiként használnak.
6
2. ábra. Térdprotézis UHMWPE betétje
Folyamatosan vizsgálják az UHMWPE térhálósításának hatását, amellyel a
kopás mértékét jelentősen tudják csökkenteni, de hosszú távú tapasztalatok még nem
állnak rendelkezésre a biokompatibilis tulajdonságok esetleges változásáról. Ennek a
polimernek a teherbírása és kopásállósága nagyban függ az alapanyag előállításának
technológiájától is. A tapasztalatok szerint a préselt alapanyagok használata előnyösebb
a nagy terheléseknél, mint az extrudáltaké.
Kiváló alternatívaként tekintenek az UHMWPE-t és akár a titánt is helyettesítő
PEEK „high-tech” polimerre. A titánnal ellentétben nem nyeli el a röntgensugarakat, és
a Young-modulusa a természetes csonthoz hasonló, kopásállósága pedig jóval nagyobb,
mint az ultra-nagy molekula tömegű polietiléné.
3.4. Kompozitok
A kompozit anyagok olyan szemcséket, szálakat tartalmaznak, amelyek egy
mátrix anyagba vannak beágyazva a megfelelő mechanikai tulajdonság elérése
érdekében. A kompozit anyagok mátrixa és a beágyazott anyag (szemcsés vagy szálas
anyag) mindhárom alapvető anyagból (fém, kerámia, polimer) állhatnak. A kompozitok
anizotróp tulajdonságokkal rendelkeznek, azaz egyes hatásokkal szembeni ellenállásuk
függ a terhelés irányától. A karbonszál erősítésű polimerek például eredményesen
alkalmazhatók ortopéd implantátumoknál, vagy eszközöknél, különösen olyan
7
helyeken, ahol a szilárdság mellett a csontéhoz közelítő rugalmassági modulusra is
szükség van. Leggyakoribb mátrix anyagok az UHMWPE, PEEK, PAEK, PEI, kollagén
stb., amelyekbe szénszálat, üvegszálat, HA, SiC szálat ágyaznak be, ezen kívül
Ti/TiC/grafit, TiAlV/TiC, TiAlV/Al2O3/TiNi, Al2O3/ZrO2 párosításokat is alkalmaznak.
A csontok tulajdonságaikat tekintve inhomogén, anizotróp anyagok, amelyek
néhány típusa szálas felépítésű Az orientált elemi szálas felépítéshez hasonló kompozit
anyagok előállítása már nem újkeletű, használhatóságukat számos tanulmány és
gyakorlati alkalmazás is alátámasztja. A karbon szállal erősített poliéterketon,
poliszulfon vagy karbonpolimerekből, fröccsöntéssel készítettek már ortopédiai célú
implantátumot, mely a természetes csonthoz hasonlóan anizotróp és, amelyben
fokozatosan változik az erősítőszál-orientáció, amivel szinte pontról-pontra
változtatható a csonthoz közelítő rugalmassági modulus. Ezzel a szálas kialakítással a
külső felület nagy merevségű marad, a belső mag viszont elég rugalmas ahhoz, hogy a
magban ébredő feszültségek ne okozzák a külső szálak túlzott megnyúlását. A szálas
kialakítás nem csak a feszültségeloszlást javítja, hanem a fáradásos repedésterjedést is
lassítja.
A kompozit anyagok alkalmazásának korlátot szabhat a mátrix és a szál vagy
szemcse erősítés közötti felület kötésének erőssége, a mátrix és a beágyazott szálak
„együttdolgozása”. Ha a beágyazás gyenge, az anyag hamar tönkremegy, szemcséket és
anyagdarabokat juttatva a szervezetbe. Ezek a hibalehetőségek jelentősen rontják a
biokompatibilitást és a szerkezetintegritást. A modern kompozitok ezeket a veszélyeket
már nagymértékben kiküszöbölik.
Nyilvánvaló, hogy abszolút biokompatibilitásról a ma alkalmazott anyagok
körében nem beszélhetünk, de a klinikai vizsgálatok azt mutatják, a biológiai reakciók
elfogadható szinten maradnak az egyes anyagok tekintetében. Egy teljesen új, anyag
bevezetése hosszú és rendkívül költséges folyamat, az implantátumgyártók ezért is
választanak a már jól bevált és alkalmazásban lévő anyagok közül[1], [3], [4]
4. Funkcionális követelmények
Az implantátum anyagának megfelelősége mellett a szerkezetének is meg kell
felelnie a biológiai rendszer felépítésének, illetve az általa támasztott
8
követelményeknek. Ez egyrészt formai megfelelőséget jelent, másrészt a belső
szerkezetet úgy kell kialakítani, hogy a terhelés irányában kellő szilárdsággal
rendelkezzen az anyag. Az orvosi eszközök szerkezeti követelményei tág határok között
változhatnak. Egyes esetekben (mint például az ortopédiai, vagy fogászati
implantátumok) nagy terhelések érik a szerkezeti elemeket. A terhelés hatására az
implantátum anyagában feszültségek alakulnak ki, és a terhelési módtól és iránytól,
valamint a beműtési helyzettől függően hatnak a szerkezetre és a környező szövetekre.
Például a térdízület teljes rekonstrukciója során a körülmények igen kedvezőtlenek,
mivel a kapcsolódó felületek csak kis felületen érintkeznek és nagy, lokálisérintkezési
feszültségek keletkeznek, míg a csípőízület gömbcsuklójának elempárjai jól
illeszkednek és az érintkezési feszültség is jóval kisebb. A beépítési körülmények
sokféleségének következtében más-más anyagtulajdonságokra van szükség a két
alkalmazási területen. A csípőprotézis esetében a kopással szembeni ellenállás az egyik
legfőbb tényező, mivel nagy felületek érintkeznek, míg a térdízületnél a kis felületet
érő,nagy ciklikusterhelés okozhat fáradásos törést. Ez a különbség szinte kizárja annak a
lehetőségét, hogy egyetlen anyag képes lenne ezeknek a követelményeknek teljes
mértékben megfelelni. Tehát az implantátum anyagának funkcionális tulajdonságai
nagyban meghatározzák az implantátum tartósságát, megfelelőségét.
Ortopédiai implantátumok esetében a terhelésátadás a fő funkció. A természetes
csontot nyilvánvalóan megfelelő szilárdságú, merevségű és szívósságú anyagból készült
implantátumnak kell helyettesítenie. A méretezésnél figyelembe kell venni a statikus,
dinamikus és ismétlődő terheléseket. Nem lehet nagyságrendekkel nagyobb Young-
modulusa az implantátum anyagának, mint az élő csontnak, mert ez már önmagában
elég ok az implantátum kilazulásra. A rugalmassági modulusok összehangolására
példaként említhetők a fogászati célú implantátumoknál alkalmazott műanyag erőtörők,
amelyek a gyökérhártyát hívatottak helyettesíteni és összehangolják a természetes fogak
rugalmasságát az implantátummal. Egy másik példa a már korábban tárgyalt kompozit
anyagok gradiens tulajdonságai.
1. táblázat. Különböző anyagok rugalmassági modulusai
Anyagok Rugalmassági
9
modulus (GPa)
Csont - kéregállomány 12,8-17,7
Csont – szivacsos
állomány
0,4
316L korrózióálló acél 210
Ti 100
Ti6Al4V 105
CoCr 200
Al2O3 380
ZrO2 220
UHMWPE 0,9
A természetes, mozgó ízületek esetében, az őket körülvevő synovia folyadéknak
köszönhetően, nagyon kis súrlódási értékek vannak. Mint ahogyan a 2.. táblázatban is
láthatjuk, ilyen értékekkel a napjainkban használt anyagpárok nem rendelkeznek.
2. táblázat Különböző anyagpárok súrlódási együtthatója
Anyagpár Kenés
CoCr/CoCr nincs
szérum
synovia
0,55
0,13
0,12
CoCr/UHMWPE szérum 0,08
Al2O3/Al2O3 Ringer oldat 0,1-0,05
acél/acél nincs 0,3-0,5
acél/UHMWPE nincs 0,1
porc/porc synovia 0,002
A súrlódási tényező mellett a kopás értékét is alacsony szinten kell tartani.
Ennek érdekében a mozgó elempárok esetén, az ízületek helyettesítésekor általában
valamilyen nagy keménységű anyagot kombinálnak kisebb keménységű ellenpárral.
10
3. táblázat A napjainkban alkalmazott térdprotézis komponensek leggyakoribb
anyagminőségei és funkcionális követelményei
Komponens Követelmények Alkalmazott anyagok
Femur komponens Keménység
Kopásállóság
Korrózióállóság
(kis súrlódási tény.)
CoCr ötvözet
Tibiakomponens Korrózióállóság
Integráció a
csonttal
(nagy súrlódási
tényező)
CoCrötvözet
Titán ötvözet vagy
bevonat
Tibia betét Fáradással
szembeni ellenállás
UHMWPE
Patella Kopásállóság
Korrózióállóság
UHMWPE
11
3. ábra. Térdprotézis komponensei
A térdprotézisek első generációjának tibia része polietilénből készült és monolit
kialakítású volt, amelyet csontcementtel rögzítettek:ez önállóan alkalmazva túl lágynak
bizonyult. A második generációnál már egy fém hátrésszel látták el a tibia komponenst
és a betét rész készült polietilénből. Erről azt gondolták, kiküszöbölik vele a betét a
deformációját, de ennek a típusnak,a betét fix rögzítése miatti kopása kivetnivalót
hagyott maga után. A fejlesztés csúcsa jelenleg a 4. ábrán is látható, mozgó betétes
kialakítás, amivel egyes gyártók szerint a kopás miatti tönkremenetel kockázata 94%-
kal csökkenthető.
4. ábra Harmadik generációs térdprotézis
12
Femur komponensPatella
Tibia
Femur
Tibia betét
Tibia komponens
Csípőprotézisek esetében még mindig a fejlesztések fő irányvonala a polimer
vápák kopása miatti kilazulás megszüntetése, de legalábbis az átlagos 10-15 éves
élettartam meghosszabbítása. Önmagában a kopás mértéke még nem vezetne
implantátumvesztéshez, de a tanulmányok azt mutatják, hogy a csont és implantátum
eltérő merevségéből adódóan, ún. mechanikai feszültség-árnyékolóhatás lép fel, mely
során a protézisszár veszi fel a terheléseket, így a körülötte lévő csont funkciókiesés
miatt pusztulni kezd.
4. táblázat. A napjainkban alkalmazott csípőprotézis komponensek leggyakoribb
anyagminőségei és funkcionális követelményei.
Komponens Követelmények Alkalmazott anyagok
Protézis fej Keménység
Kopásállóság
Korrózióállóság
Kis súrlódási
tényező
CoCr ötvözet
ZrO2 vagy Al2O3
kerámia
Protézis nyak Hajlítószilárdság
Korrózióállóság
Fáradással szembeni
ellenállás
CoCr ötvözet
Protézis szár Fáradással szembeni
ellenállás
Korrózióállóság
Integráció a csonttal
Nagy súrlódási
tényező
Titán ötvözet
CoCr ötvözet
Porózus bevonat Integráció a csonttal
Határfelületi erő
Nagy súrlódási
CoCr vagy titán
szemcsékkel szórt
Hydroxyapatit bevonat
13
tényező Bioaktív üveg bevonat
Vápa Kopásállóság
Kis súrlódási
tényező
UHMWPE
CoCr ötvözet
Vápacsésze Nyomószilárdság
Integráció a csonttal
Nagy súrlódási
tényező
CoCr ötvözet
Titán ötvözet
A steril kilazulás másik okát a kikopott anyagrészecskék által kiváltott
immunválasz jelenti. Feltételezések szerint a lekopott részecskék már nem rendelkeznek
a tömbi anyag biokompatibilis tulajdonságaival, sőt vizsgálatokkal bebizonyították,
hogy a részecskéknek van egy kritikus mérettartománya (0,1-0,8 m) és koncentrációja
(1010db részecske 1 gramm szövetben), amely hatására a sejtek idegen testként érzékelik
őket, amely szintén a csont leépüléséhez és az implantátum kilazulásához vezet.
A csípőprotézisek szerkezeti kialakítása tekintetében is rengeteg variáció létezik.
Egy adott konstrukció kiválasztása leginkább az orvos tapasztalatai és páciens anatómiai
sajátosságai alapján történik. A térdprotézisekhez hasonlóan csípőprotéziseknél is
léteznek cementes és cement nélküli változatok, különféle szár-, nyak-, fejrész és vápa
kialakításokkal, amelyek egyrészt a páciens igényeihez igazodnak, másrészt már
felsorolt problémákat is hívatottak megszüntetni (pl.: a protézisfejet rögzítő nyak
strukturált kialakítása a feszültségkoncentrációt csökkenti).
14
5. ábra Csípőprotézis rendszer elemei
Az ortopédiai implantátumok esetében a fent említett problémák kiküszöbölésére
irányuló törekvések a mai napig is a fejlesztések középpontjában állnak. A különböző
teherviselő protézisek gyakorlatban előforduló nagyszámú változata jól mutatja, hogy
nincs egy olyan minden igényt kielégítő rendszer, amelyet mind kialakítás, mind
anyagminőség szempontjából általános érvényűnek lehet tekinteni[1], [4], [5].
5. Az implantátum felület szerepe
A csont-implantátum kapcsolatjellemzőit, a szövetbarát tulajdonságokat az
implantátum felület nagymértékben meghatározza, hiszen a felület érintkezik közvetlen
a biológiai rendszerrel, a felületi tulajdonságok határozzák meg elsősorban az eszköz
korrózió-és kopásállóságát,valamint a csontos rögzülés is itt következik be. Már régóta
köztudott, hogy a felület módosításával lehetőség nyílik, a csontsejtek viselkedésének és
növekedésének irányítására. Előfordul, hogy az alkalmazott tömbi anyag kiváló
tulajdonságaival a felület már nem rendelkezik, amin különféle felülettechnológiák
15
Vápacsésze
Vápa
Protézis szár
Protézisfej
alkalmazásával próbálnak javítani. A napjainkban alkalmazott technológiák a különféle
bevonatok és vékonyrétegek előállítására irányulnak.
5.1. Vékonyrétegek alkalmazása ortopédiai implantátumoknál
A vékonyrétegek implantátumra felvitelével lehetővé válik a tömbi anyagok rossz
felületi tulajdonságainak módosítása, mint a korrózióállóság, kopásállóság,a súrlódási
együttható,vagy a bioaktivitás és a kifáradási határ növelése. Az eljárások gyakori
hátránya, a rétegek rossz tapadása, esetenként bonyolult alakzatok felületkezelése nem
lehetséges, illetve a tömbi anyag és a réteg közt fellépő potenciálkülönbség miatti
elektrokémiai korrózió kialakulása. A terhelés hatására a feszültségek a tömbi anyag és
a réteg határfelületén ébrednek, amelynek megoldása csak úgy lehetséges, ha a két
felület közti átmenetet fokozatossá tesszük (gradiens tulajdonságok szükségesek).
5.1.1.Fémek és fémötvözetek bevonatként való alkalmazása
A különböző Ti alapú és CoCr ötvözetek felületmódosítása már nem újdonság,a
gyakorlatban régóta alkalmazzák a különféle eljárásokat a tulajdonságok javítására.
1990-től gyakorlati használatban van a Ti alapú implantátumok oxigén diffúziós
felületkeményítése, amelynek eredményeként egy vékony oxidréteg képződik:ennek
hatására csökken az implantátum súrlódási tényezője, nő a kopásállósága. Hasonló
tulajdonságjavulások érhetők el ionimplantáció alkalmazásával mind a titán, mind a
CoCr-ötvözeteknél, de alkalmazásának határt szab, hogy egyenletes vastagságú rétegek
komplex felületeken nem, vagy csak igen nehezen, költséges módszerekkel készíthetők.
További alkalmazott technológiák a PVD, EB-PVD, CVD eljárások, amelyekkel
sikeresen állítanak elő TiN, WC, SiC és bioüveg rétegek.
Az ezüst bevonatként való alkalmazása eredményes lehet a fertőzések
megakadályozására, antimikrobás hatásának köszönhetően. A titán-ezüst bevonatok
~0,7 % ezüstöt tartalmaznak, amelyet PVD eljárással visznek fel a felületre, csökkentve
az ezüstion kibocsátást és a vele járó toxikus hatásokat.
Az arany legjellemzőbb tulajdonsága az extrém korrózióállósága és biológiai
semlegessége. A tömör arany drága és kedvezőtlen mechanikai tulajdonságokkal
rendelkezik, ezért jellemzően csak vékonyrétegként alkalmazzák őket.
16
A platinát és ötvözeteit széles körben alkalmazzák szintén biológiai
semlegességük és nagy hajlítószilárdságuk miatt. A csípő és térdízületi protéziseknél
gyakran alkalmaznak platina bevonatot. A legjobb korróziós tulajdonságait arannyal
kombinálva kapjuk, viszont a platinával bevont felületeken nehezen tapadnak meg a
szövetek.
A magnéziumot a biokerámiákkal összevetve nagyobb törési szívósság,de
gyengébb korrózióállóság jellemzi és degradálódik a biológiai környezetben. A
magnézium fontos építőeleme a csontoknak és az izmoknak:e tulajdonságai alapján jó
eséllyel alkalmazható in vivo környezetben. Magnéziumborítású implantátumokat
először 1907-ben ültettek be. Ekkor bebizonyosodott, hogy a magnézium bevonat nem
okoz mérgező hatásokat és gyulladásokat. Gyorsítja a csont beépülését, de napok alatt
felszívódik a szervezetben. Kalcium-foszfát hozzáadásával csökkenteni lehet a
korrózióját, a ritka földfémekkel való kombinálásával pedig a felszívódás idejét lehet
meghosszabbítani.
5.1.2.Gyémántszerű karbon (DLC)
A DLC egy amorf karbon anyag, amely kémiailag inert és nagy a korrózió- és
kopásállósága,a keménysége és kis súrlódási együtthatóval rendelkezik.
A DLC biokompatibilitását a ’90-es évek elején kezdték vizsgálni, mára már
szövetbarát bevonatként alkalmazzák. A DLC felülete nagyon sima, alkalmazásával
több nagyságrendnyi kopásérték csökkenést lehet elérni, ráadásul a korróziós sebességet
is csökkenti. Az ionsugárral segített leválasztás (IBAD) során jó minőségű, jól tapadó
rétegek hozhatók létre.
5.1.3.Karbon-nitrid vékony film
DLC-hoz hasonló amorf karbon-nitrid biokompatibilitását csupán néhány
tanulmány vizsgálta eddig. A mechanikai tulajdonságai a DLC-vel egyezőek. A CN
rétegeket reaktív mágneses szórással viszik fel. Az eddigi tanulmányok nem mutattak
toxikus viselkedést, a sejtek pedig jól tapadtak a felülethez.
17
5.1.4.Nanokristályos gyémánt vékonyrétegek.
Az NCD vékonyrétegek széles körben alkalmazhatók, mivel a szerkezetük a
mikrométeres szemcsemérettől a nanométeres méretűig változtatható. Ennek
következtében az NCD és az UNCD (ultra nanokristályos gyémánt) filmek
szemcsemérete 2-5 nm-es és a felületi érdessége 10nm, amely a csontéval egyezik meg.
Ehhez nagykémiai és korróziós ellenállás társul, valamint jelentőstörési szívósság és
keménység.
Az NCD rétegek szerkezete és az alkotó anyagok a DLC-vel azonosak, de a
biokompatibilitást körültekintően kell vizsgálni, mivel a felületi textúra és az
elektromos tulajdonságok, a felületi energiák nem várt reakciókat válthatnak ki a
szervezetből.
A többi karbon anyaghoz hasonlóan az NCD és UNCD alkalmazhatóságát és
biokompatibilitását még nem vizsgálták elég széleskörűen.
5.1.5.Biokerámia vékonyrétegek
A különféle kerámia rétegek alkalmazása nagymértékben javítja a felület
bioaktív tulajdonságait, aminek a csont és az implantátumfelület közti kémiai kapcsolat
kialakításában, a csontnövekedés serkentésében van fontos szerepe.
A hydroxy-apatite (HA), a leggyakrabban alkalmazott kerámia bevonat, amelyet
napjainkban az ún. sol-gel eljárással visznek fel a felületre. Ennek az eljárásnak a nagy
előnye a többivel szemben, hogy kis hőmérsékleten, viszonylag kis költséggel
egyenletes réteget tudunk felvinni bonyolult felületekre is és jó adhéziós szilárdság
érhető el vele. A HA-tal kapcsolatos gyakorlati tapasztalatok ellentmondásosak. Egyes
tanulmányok szerint a HA a szervezetben felszívódik, ami néhány esetben kilazulást is
eredményezett.
A kalcium-foszfát egy biodegradábilis anyag. Alkalmazásának korlátozó
tényezői a ridegsége, a rossz mechanikai ellenállása és a kis szakítószilárdsága. A
porozitásuk akár 90 százalékot is elérheti, ami gyorsítja a csontbenövést, de mechanikai
instabilitást is okoz. A minimum 100 mikronos pórusméretek a csontsejtek miatt
szükségesek, de 300 mikrométert ajánlják, hogy elősegítse a hajszálerek benövését is és
18
a keringés újraindulását. Különböző töltőanyagokkal a mechanikai tulajdonságai
javíthatók.
A Ca-P réteg előállítás egy alternatív eljárása az elektrokémiai leválasztás,
amivel a 6. ábrán látható, különféle morfológiájú, porózusabb vagy nanostruktúrált Ca-
P bevonatok hozhatók létre. Itt a titán implantátum anyagot szupertelített Ca-P oldatba
teszik, amely egy előidézett lokális pH növekedés hatására Ca-P réteg képződéséhez
vezet a protézisfelszínén.
6. ábra A Ca-P különféle morfológiái
5.2. Porózus bevonatok ortopédiai alkalmazásai
Az implantátumfelület porozitásának, érdességének változatásával elsősorban az
erősebb, gyorsabb és nagyobb mértékű csontintegrációt kívánják elérni, porózusabb
felületen ugyanis a csontos összeépülés hamarabb következik be. Az érdesség növelése
19
az implantátum felületét megnöveli, ami a már korábban tárgyalt terhelés-átadásban, a
mechanikai kapcsolat kialakításában is kihasználható. Nyilvánvalóan, a csont típusától
is függően, a felület kialakítása más és más morfológiákat követelhet meg.
A porózus fémek és bevonatok ortopédiai alkalmazása hatalmas lökést adott az
implantológiának az elmúlt évtizedekben. A kezdeti sikereket a csont integrációra ható
tényezők felismerése (pórus méret, súrlódási együttható, rugalmassági modulus) hozta
meg. A felismerések ellenére az implantátumokat még mindig a szokásos módon
tervezték és a szokásos bevonatokkal látták el (szinterelt fémszemcsék, fémhálók,
plazma szórt felület), amelynek sok velejáró korlátja volt, ugyanis nagyrugalmassági
modulussal, kissúrlódási együtthatóval és közepes porozitással rendelkeztek. Ezeknek a
tulajdonságoknak a javítása érdekében kezdték el fejleszteni az implantátumok
gyártástechnológiáját és létrehozták a következő porózus anyagokat:
Tritanium (Stryker, Mahwah, NJ),
Regenerex (Biomet, Warsaw, IN),
StikTite (Smith and Nephew, Memphis, TN),
Gription (Depuy, Warsaw, IN),
Biofoam (Wright Medical, Arlington, TX),
Trabecular Metal (Zimmer,Warsaw, IN).
Ezek az anyagok lényegében már fémhabnak számítanak, amelyeknek a
tulajdonságai nagyon közel állnak a csontszövetéhez. Az anyagok nyitott cellás
szerkezete nagy porozitást (80-60%), nagy felületi súrlódási együtthatót és alacsony
rugalmassági modulust eredményez és valószínűleg nagyobb ellenállást a baktériumok
megtapadásával szemben.
Ezeknek a bevonatoknak az előnye a cementtel rögzített és hagyományos
bevonatokkal ellátott protézisek alkalmazásával szemben, hogy a modern bevonattal
ellátott implantátumok nagyon erős kapcsolatot a képesek kialakítani csonttal, amely
nem alakul ki a hagyományos implantátumoknál.
A porózus anyaggal bevont implantátumok a negyvenes években jelentek meg,
de a’80-as években használták először csípőprotéziseknél. A hagyományos bevonatok
és ragasztóanyagok alkalmazásának korlátai sarkallták a kutatókat jobb bevonatok
előállítására, amelyek az implantátum felületén hatékonyabb csontintegrációt,erősebb és
tartósabb rögzítést tesznek lehetővé.
20
A’60-as években mutatták be a Cerosiumot, amely egy porózus kalcium-
aluminát kerámia, epoxigyantával impregnálva. Ezt az anyagot tekintik az első porózus
anyagnak, amelyet teherviselő implantátumoknál alkalmazhatónak találtak mechanikai
és ortopédiai szempontból egyaránt. Ez a felfedezés nyitotta meg az utat a kutatások
előtt, ahol már az első próbálkozásoknál rájöttek a kutatók, hogy a csontbenövés
hatékonyságát a pórusok mérete és az anyag mechanikai tulajdonsága határozza meg.
Habár a Cerosium főbb tulajdonságai a csonthoz hasonlóak voltak, az átlagos
pórusméret kedvezőtlen volt a csontbenövés számára. Ezt az anyagot végül is sosem
alkalmazták implantátumoknál.
1969-ben ültettek be először egy porózus, kereskedelmi tisztaságú titánból
készített hálós szerkezetű kompozit implantátumot. Ez a konstrukció sok kedvező
tulajdonsággal rendelkezett (teherviselő elemként alkalmazható, nagy, 40-50%-os
porozitással, a nyúlása tágtartományban szabályozható). Ezzel egyidőben fejlesztették
ki a porózus kobalt-króm bevonatot az ortopédiai implantátumokon, amelyek szintén
használatban vannak még napjainkban is.
Ezeken kívül különféle kutatások folytak a porózus rozsdamentes acél, valamint
porózus műanyagok alkalmazására is, de az anyagfolytonosság hiányából eredő
tulajdonságromlások miatt, alkalmazható bevonatokat nem sikerült előállítani. A
rozsdamentes acélból készített porózus bevonat erős rögzítést biztosított, de a fellépő
nagymértékű korrózió nem tette lehetővé gyakorlati alkalmazásukat. Hasonlóan nem
váltak be a porózus polimerek se. A porózus poliszulfon, polietilén és a Proplast (teflon,
grafit szálas kompozit anyag) gyenge mechanikai tulajdonságokkal rendelkeztek és
nagyon gyorsan koptak.
21
7. ábra. Kompozit protézis szár metszete
Az ideális porózus anyaggal szembeni követelmények a következők:
nyitott cellás szerkezet,
nagy porozitás, a csonthoz hasonló mikroszerkezet,
kisrugalmassági modulus,
nagy felületi súrlódási tényezővel rendelkezik,
biokompatibilis,
nem csak bevonatként kell ellátnia a feladatát, hanem
alapanyagként is,
olcsó,
könnyen megmunkálható,
jól kezelhető a beültetés során.
Jelenleg egyik anyag sem rendelkezik a felsoroltak közül valamennyi kedvező
tulajdonsággal.
22
5.3. Hagyományos porózus anyagok
Az elsőként alkalmazott porózus anyagok az orvostechnikában:
a szinterelt CoCr ötvözet,
a diffúziós kötésű fémszövet háló,
a titán háló,
és a titánplazma szórt felületek voltak.
Ezeknek az anyagoknak viszonylagosan alacsony a porozitásuk (30-50%), nagy a
rugalmassági modulusuk és kis felületi súrlódási értékekkel rendelkeztek. Noha sok ma
is használt implantátum ezeknek az anyagoknak a segítségével készült és a használatuk
eredményesnek mondható, nem használhatók kizárólagos alapanyagként.
5.3.1.Szinterelt kobalt-króm (CoCr) ötvözet
A szinterelt kobalt-króm ötvözet az egyik leggyakrabban alkalmazott porózus
anyag az implantátumoknál, amit elsősorban a bioanyagokra jellemző tulajdonságainak
köszönhet (bioinert, jó mechanikai tulajdonságok).
A gyártás során a CoCr fémport az implantátum anyagába, vagy felületére
szinterelik. A folyamat ezen része pontatlan, mivel a bevonat vastagsága változhat a
különböző helyeken és a gyártás során alkatrészenként is,ezért teljesen bevont elemeket
gyártanak ezzel a módszerrel. Általában csípő és térdprotéziseknél használják. A
kilazulási arány 4-11%, amely ígyis közel egy nagyságrenddel jobb eredménynek
számít, mint a cementes protéziseknél a 42%.A jó klinikai tapasztalatok ellenére, a rossz
terhelés-átadás,a már korábban tárgyalt feszültségárnyékolás jelenséget vonja maga
után. Emellett az implantátum rossz illeszkedése esetén fájdalom és feszítő érzés
keletkezik a medencecsontban. A revíziós műtétek során a csontos összeépülés kis
százaléka volt tapasztalható, a csontintegráció csak részlegesen következett be. Ezek
ellenére sikeres konstrukciónak számít mind a mai napig.
23
5.3.2.Titánszálas fémszövetek
A fémszálas szövetet még ma is alkalmazzák a térd és csípőprotéziseknél. Az
előállítás rövid titán szálak öntésével és szinterelésével történik. A porozitást a
formázási nyomással, vagy a szinterelésnél alkalmazott nyomással szabályozzák.
Ezután az anyagot vákuumos kemencében hőkezelik, majd a végleges formára alakítják.
Ez az implantátum térd és csípőprotézisekhez egyaránt alkalmazható. Az
alkalmazás során 100%-os teljesítményt (az implantátum nem lazult ki) regisztráltak a
beműtést követő 6-7 év után. 17 éves használat mellett az implantátum „túlélési” aránya
87% volt. A csontos összeépülés itt is csak részleges, a CoCr implantátumhoz
hasonlóan 12% körüli. A fémháló használatának hátránya, hogy 10-12 év használat után
szilánkosodás figyelhető meg a felületen, amely hosszabb távon kilazulást okoz. Emiatt
az anyag nem alkalmazható önállóan implantátum alapanyagként.
A fejlesztés iránya a porozitás növelése és a rugalmassági modulus csökkentése
felé halad, ahol önálló anyagként csontrögzítésre használhatják az újabb generációs
fémszövetet.
5.3.3.Hálós szerkezetű titán
Egy további, sokat kutatott porózus anyag a hálós szerkezetű titán. (CSTi). Az
előállítás során titán port nagy nyomáson és hőmérsékleten szinterelnek CoCr ötvözet,
vagy titán alapanyagra. Az anyag szerkezete hasonlít a csont szerkezetéhez, amely
elősegíti a csontos benövést. Emellett jó szilárdsági és fáradásos tulajdonságokkal
rendelkezik. A hálós titánt szintén térd és csípőprotéziseknél alkalmazzák. A 12 éves
24
8. ábra. Titánhálóval bevont protézisszár
felülvizsgálat során az implantátumok 99,1% százalékánál nem történt kilazulás. A
többi anyaghoz hasonlóan további ellenőrző vizsgálatok szükségesek a hosszú távú
eredmények megállapításához.
5.3.4.Plazmaszórt felületek
Az előállítás során plazmaszórással viszik fel a kereskedelmi tisztaságú titánt az
implantátum vázára. A titánnak az alapanyaghoz tapadását vákuum szintereléssel érik
el. Az eljárásnak köszönhetően a titán bevonat 90%-ban megőrzi a fáradással szembeni
ellenállását. A szinterelt, vagy diffúziós kötéssel felvitt bevonatoknál ez az érték 50%.
A használat során a beműtést követő ötödik évben 98,6%-os volt a siker, a tízedik év
után 97,1%, húsz éves használat után pedig az implantátumok 95,5%-a volt még mindig
alkalmazható. A klinikai tesztek kimutatták, hogy a plazmaszórt implantátumok jobban
teljesítenek, mint a szinterelt szemcsés bevonattal rendelkező implantátumok.
9. ábra. Plazmaszórt titán bevonat
25
5.4. Modern porózus anyagok
A hagyományos porózus anyagok velejáró korlátjai miatt számos nyitott cellás
porózus anyagot fejlesztettek ki az elmúlt időszakban. A cél a csontos összeépülés
arányának növelése volt, a mechanikai tulajdonságok megtartása, vagy javítása mellett.
5. táblázat. A hagyományos és modern porózus anyagok tulajdonságai
Név CoCr
fém-
por
Fém-
szál-
háló
Hálós
szerke-
zetű titán
Porózus
Tantál
Rege-
nerex
Trita-
nium
Stik
-
Tite
Grip-
tion
Bio-
foam
Rugalmassá
gi modulus
[GPa]
210 106-
115
106-115 2,5-3,9 1,6 106-115 106
-
115
3,5 2,9
Átlagos
pórus méret
[m]
100-
400
100-
400
520 550 300 546 200 300 530
Porozitás
[%]
30-50 40-50 50-60 75-85 67 72 60 63 60-70
Súrlódási
együttható
0,53 0,63 N/A 0,88 N/A 1,01 ~0,
89
1,2 0,58
Erre a legalkalmasabbak a fém habok, amelyeket általában különböző szálakkal
erősítenek.
5.4.1.Titán alapú fémhabok
5.4.1.1. Regenerex
A Biomet fejlesztette ki ezt a porózus, kisrugalmassági modulusú titán
alapanyagot. Az anyagot bevonatként és önmagában is 2007-ben alkalmazták először. A
gyártás során egy szerves vázat vonnak be titánnal. Ez a titán ugyanolyan minőségű,
mint amit a plazmaszórásnál használnak. A plazmaszórttal ellentétben viszont ez a
szerkezet önállóan alapanyagként is alkalmazható.
26
A felületi érdessége 2485 Ra, amely nagyságrendekkel nagyobb, mint a többi
bevonaté és anyagé. Az adhéziós tapadó szilárdsága az alap titánvázhoz bevonat esetén
24 MPa körüli, amely sokkal nagyobb az ASTM szabványban előírt értékeknél. Jelenleg
a Regenerex implantátumokat csípő, váll és térdprotéziseknél használják. Az anyag
alkalmazható helyi és szegmentális csontpótlásra is. A Regenerex alkalmazásának
legfőbb korlátja a rövid távú alkalmazás miatti klinikai tapasztalatok hiánya.
10. ábra. Felső sor: mikroszkópos felvétel a fém hálóról. Alsó sor: csontpótlás és teljes
térdprotézis
5.4.1.2. Biofoam
A Biofoam-ot 2007-ben mutatta be a Wright Medical cég. A Biofoam egy titán
alapú fémhab, amely bevonatként és önmagában is egyaránt használható. Az anyag
porozitása és a pórusok mérete ideális a gyors csontintegrációhoz. A nyomószilárdsága
27
szinte azonos a csontszövetekével (86MPa), amely lehetővé teszi a dinamikus terhelését
és hajlékonyságot.
A nagy súrlódási tényező biztosítja a beültetett implantátum mikromozgásának
minimálisra csökkentését és növeli annak a stabilitását. A rugalmassági modulusa a
csontszövetekével egyezik (2,7 GPa). A kísérletek bebizonyították, hogy az összenövés
százalékos aránya a hagyományos fémhabokéval összevetve már tizenkét hét után is
intenzívebb. A csontszövet olyan erősen kapcsolódik a fémhabhoz, hogy a törés a
csontszövetben történik meg és nem a kapcsolódó zónában.
A Biofoam alkalmas a sérült és deformált csontszövet helyreállítására. A többi
újabb fejlesztésű anyaghoz hasonlóan az alkalmazás korlátja itt is a kevés tapasztalat.
11. ábra. Titán habbal bevont implantátumok
5.4.1.3. Tritanium
A Tritanium egy nyitott cellás, porózus, 3D bevonat képzésére alkalmas anyag, a
Stryker vállalat fejlesztése. Jelenleg ortopédiai implantátumok bevonására használják.
A gyártás egy megmunkált poliuretán váz előállításával kezdődik, amelyre
LTAVD (LowTemperature Arc VaporDeposition) eljárással titánt visznek fel. A
bevonat vastagságával tudják szabályozni a mechanikai tulajdonságokat és a pórusok
28
méretét. A kapott bevonat habot felviszik egy Ti6Al4V héjra, majd megtörténik a
szinterelés.
A szokásos CoCr bevonatokkal szemben a Tritanium nagyobb hajlító
szilárdsággal rendelkezik és nagyobb arányú integráció figyelhető meg adott idő alatt. A
mikroszkópos vizsgálatok kimutatták, hogy minden pórusba behatol, és benő a
csontszövet. Jelenleg a Tritanium mint bevonatot a csípőprotéziseknél alkalmazzák. A
klinikai vizsgálatok azt mutatták, hogy már 6 héttel a beültetést követően az
implantátumok 96%-a már teljesen beágyazódott.
12. ábra. Tritanium bevonat csípőprotézis vápacsészéjén
5.4.1.4. Gription
A Gription egy nemrég kifejlesztett, ultra porózus, szupertexturált titán bevonat.
A Depuy cég fejlesztése, a PorocoatTM továbbfejlesztett változata.
A kialakításának lényege, hogy a Porocoat bevont felülethez titán szilánkokat
adnak, hogy érdesítsék a felületet, növelve ezzel a súrlódási együtthatót és az
implantátum stabilitását. A bevonat makro- és mikropórusokat is tartalmaz, a
csontbenövés elősegítésére.
29
13. ábra. Gription bevonat nanotextúrája és alkalmazása
A kezdeti tapasztalatok után az alkalmazást kiterjesztik a többi ízület
protéziseire és az anyagot nemcsak bevonatként, hanem önállóan is tervezik alkalmazni.
5.4.1.5. StikTite
A StikTite egy szinterelt, aszimmetrikus, 3D titán porból álló bevonat, amely a
beültetés során szinte bevési magát a kimunkált felületbe (scratch-fit).
Jelenleg a bevonatot a csípőprotézis vápacsészéjénél alkalmazzák. A további
alkalmazások kutatása még folyamatban van.
5.4.2. Tantál alapú porózus bevonat (Trabecular)
A Trabecular egy a Zimmer cég által fejlesztett nyitott cellás, porózus szerkezet,
amely bioinert viselkedést mutat beműtött állapotban. Az anyagot eddig pacemaker
elektródaként és különböző idegsebészeti alkalmazásoknál használták.
A porózus tantál készítésének első fázisa egy hőre keményedő műanyag hab
pirolízisével kezdődik, amely során üvegszerű karbon váz marad hátra. A váz elemei
30
szabályos dodekaéder alakúak, kialakítva a pórusokat. Ezután CVD eljárással felviszik a
vázra a gőz állapotú tantált.
14. ábra.ATrabecular dodekaéderes szerkezete
A végeredmény egy porózus, csonthoz hasonló szerkezetű porózus
bevonat,amelynek a vastagsága kb. 40-60 mikron. A tantál alkalmazásának nagy előnye
a feszültség árnyékolás jelenségének kiküszöbölése és a rendkívül jó korrózióállósága.
15. ábra. A porózus tantál ortopédiai alkalmazásai
.
31
6. táblázat Trabecular és egyéb implantátum anyagok mechanikai tulajdonságai
Rugalmassági
modulus
[GPa]
Szakító-
szilárdsá
g [MPa]
Folyáshatár
[MPa]
Nyomó-
szilárdság
[MPa]
Hajlító
szilárdság
[MPa]
Fajlagos
nyúlás,
[%]
Kontrakció
[%]
Trabecular 2,5-3,9 50-110 35-51 50-70 110 n/a n/a
Ötvözetlen
tantál
186 207-517 138-345 n/a n/a 2-30 n/a
Ti6Al4V 106-115 860 758 n/a n/a 8 14
Co28Cr6Mo 210 655-889 445-517 n/a n/a 8 8
UHMWPE 12,6 35 21 n/a n/a 300 n/a
Habár a jelenleg használt bevonatos és vékonyréteggel ellátott implantátumok jó
in vivo tulajdonságokkal rendelkeznek, folyamatban van új,vagy eddig kevésbé
alkalmazott, háttérbe szorultanyagok kutatása, mint a hafnium, a nióbium, a tantál és a
rénium, amelyek bevonat nélkül is alkalmazhatók önálló implantátumként. A
vizsgálatok eddig azt mutatják, hogy jó teherviselő képességgel rendelkeznek és
biológiailag aktívak, aminek köszönhetően a csontszövet korán és erősen megtapad a
felületén, ugyanakkor jó a korróziós ellenállása. Ezektől az anyagoktól, legyen szó
bevonatokról vagy tömbi anyagról, elsősorban nagyobb élettartamot várnak[2], [6], [7],
[8].
32
6. Irodalomjegyzék
[1] Czvikovszky T, Nagy P.: Polimerek az orvostechnikában, Műegyetemi
Kiadó, Budapest, 2003. ISBN 963 420 7162, p. 23-173.
[2] Bertóti I., Marosi Gy., Tóth A.: Műszaki felülettudomány és orvostechnikai
alkalmazásai, B+V Lap és Könyvkiadó Kft., 2003, ISBN 963 9536 02 4
[3] L. A. Pruitt, A. M. Chakravartula: Mechanics of Biomaterials -
FundamentalPrinciplesforImplant Design, Cambridge University Press,
2011.
ISBN 9780 521762212
[4] Dr. Divinyi Tamás: Fogászati Implantológia; Springer Hungarica Kiadó,
ISBN 963 8455 52 7, 1998, pp31-99
[5] S. Pal: Design of Artificial Human Joints&Organs, Springer, 2014
ISBN 978 1 4614 6255 2
[6] S. Nazarpour:ThinFilms and CoatingsinBiology, Springer, 2013,
ISBN 978 94 007 2592 8
[7] C.A. Love n, R.B.Cook,T.J.Harvey,P.A.Dearnley,R.J.K.Wood: Diamond
likecarboncoatingsforpotentialapplicationinbiologicalimplants - a review,
Tribology International Vol. 63., 2013
[8] H. C. Choe, C. H. Lee, Y.H.Jeong, Y. M. Ko, M. K. Son and C. H. Chun:
FatigueFracture of Implant System UsingTiN and WC
CoatedAbutmentScrew, ProcediaEngineeringVol. 10., 2011.
7. Köszönetnyilvánítás
A tanulmányban ismertetett kutató munka a TÁMOP-4.2.1.B-10/2/KONV-2010-0001
projekt eredményeire alapozva a TÁMOP-4.2.2.A-11/1/KONV-2012-0029 jelű projekt
részeként – az Új Széchenyi Terv keretében – az Európai Unió támogatásával, az
Európai Szociális Alap társfinanszírozásával valósult meg.
33