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