Bioceramics Properties, Characterizations, and Applications Joon Park ISBN: 978-0-387-09544-8 Překlad stran 212-221: Kap. 10.3 Manufacture of Carbon Implants Kap. 10.4 Diamond-like Carbon (DLC) Coatings [42] Kap. 10.5 Further Thoughts Referát na předmět Biomateriály Kateřina Kánská ČVUT FBMI PMB22 10. 3 Výroba uhlíkových implantátů Uhlík může být nanesený na implantáty z nosného plynu ve fluidní vrstvě při kontrolované teplotě, jak je ukázáno na Obr. 10.8. Anizotropie, hustota, velikost krystalů a struktura deponovaného uhlíku mohou být kontrolovány pomocí změny teploty, složení fluidizujícího plynu, geometrií vrstvy a doby zdržení molekul plynu ve vrstvě [13]. Mikrostruktura naneseného uhlíku by měla být kontrolována především od chvíle, kdy formace rostoucího úseku díky nerovnoměrné krystalizaci může vést k tomu, že by vrstva materiálu byla slabší (viz Obr. 10.9). Je také možné zavést do fluidizing plynu řadu dalších elementů a nanášet je společně s uhlíkem. U aplikací, které vyžadují odolonost proti otěru/abrazi, je obvykle deponován společně s uhlíkem křemík (10-20 wt%) pro zvětšení odolnosti/tvrdosti. To může způsobit, že náhrady srdečních chlopní vyrobené ze slitin titanu se opotřebovávají rychleji.
Obr. 10.8 Schematický diagram ukazující, jak jsou uhlíkové částice napařovány ve fluidní vrstvě. Se svolením převzato z [6]. Copyright 1969, Marcel Dekker (Heating coil topná spirála, Bed of particles fluidized by gas steam vrstva částic zkapalněných z plynné fáze) Obr. 10.9 Mikrostruktura uhlíku naneseného ve fluidní vrstvě: (a) Granulární uhlík se zřetelnými rysy růstu, (b) izotropický uhlík bez rysů růstu. Obojí pod polarizovaným světlem, 240x. Se svolením převzato z [7]. Copyright 1972, Marcel Dekker Pyrolytický uhlík je úspěšně nanášen na povrch polymerického cévního implantátu pomocí chemické depozice z plynné fáze (CVD). Tento typ uhlíku je nazýván ULTI uhlík [18]. Nanesený uhlík je dostatečně tenký, aby neovlivňoval pružnost transplantátu, již se ukázala excelentní kompatibilata s krví. Průhledný nebo skelný uhlík je vyráběn kontrolovanou pyrolýzou takových polymerů jak fenolformaldehyd (Bakelit ), hedvábí (celulóza) a polyakrylonitril (PAN) při vysoké teplotě v kontrolovaném prostředí [10]. Tento proces je částečně užitečný pro výrobu uhlíkových vláken a textilií, které mohou být použity samy o sobě nebo jako komponenty při výrobě kompozitů [15]. Kompozitní uhlík vyztužený uhlíkovými vlákny je považován za vhodný pro zhotovování implantátů (pro více informací o kompozitech viz Kap. 12) [13, 15]. Mezi jeho vlastnosti patří vysoká anizotropie, jak ukazuje Tab. 10.2. Hustota se pohybuje v rozmezí 1,4-1,45 g/cm 3 a pórovitost je 35-38 %. Uhlík může být také někdy začleněn do implantátu jako je např. kloubní jamka, jak je znázorněno na Obr. 10.10. [25, 39]. Implantáty z vyztužených uhlíkových vláken jsou také používány pro tibiální plošinku kolenního kloubu [39]. Tyto kompozitní implantáty mají vyšší tuhost, pevnost v tlaku a pevnost ve smyku úměrně k tomu, kolik bylo použito uhlíkových vláken nebo látky/tkaniny. Bohužel, opotřebovávání je nestejnoměrné a v případě tibiální plošinky kolenního kloubu dochází k opotřebování od chvíle, kdy jsou vlákna příliš tuhá, což přináší problémy s opotřebováním a třením.
Obr. 10.10 Schematický diagram uhlíkového vlákna a uhlíkem vyztužené kloubní jamky. Se svolením převzato z [39]. Copyright 1989, Ishiyaku EuroAmerica (Virgin UHMWPE Přírodní UHMWPE (polyethylen), Carbon fiber reinforced UHMWPE Uhlíková vlákna vyztužená UHMWPE, HA-filled UHMWPE Hydroxyapatitem naplněný UHMWPE) Proběhly také pokusy o využití uhlíkových vláken pro vytvoření náhrady šlachy. Více než 10 000 jemně propletených vláken může zajistit ohebnost a pevnost v tahu pro tyto aplikace. Bohužel, křehkost každého vlákna může vést k rozlámání na menší části, které nemůžou být makrofágy snadno odstraněny a jsou buď začleněny do sousední tkáně nebo do lymfatických uzlin. Nanášení hydroxyapatitu nastřikováním plasmy na povrch uhlíkových vláken zpevněných termoplastickým polyetheretherketonem (PEEK) bylo poté využito pro zvýšení biokompatibility kompozitu. Bohužel, nastřikování porušuje substrát, což vede k ke snížení pevnosti v ohybu než bez nanesení hydroxyapatitu, což indikuje mikroporuchy povrchu [17]. 10.4 Pokrývání diamond-like uhlíkem (DLC) Nanášení DLC je důležitým výzkumem pro mnoho biomateriálových aplikací. Vlastnosti povrchu mnoha implantátů a chirurgických nástrojů mohou být zlepšeny, zvláště opotřebovávání a lubrikační vlastnosti zatíženého implantátu, pokud je nanášení DLC řádně aplikováno. Tab. 10.3 Složení tří DLC vrstev 10.4.1 Složení a struktura DLC povrchů
Struktura DLC vrstev byla popsána jako nestabilní stav mezi grafitem a diamantem. Na rozdíl od diamantu, DLC vrstvy mají amorfní strukturu bez hranic zrn a mimo uhlíku obsahují navíc i několik dalších elementů. Uhlík a vodík jsou hlavními součástmi DLC a menší koncentrace kyslíku, křemíku a dusíku mohou být přítomny v závislosti na substrátu a na použitém výrobním procesu. Tab. 10.3 uvádí přehled složení některých DLC vrstev vytvořených pomocí techniky depozice pomocí paprsku iontů (IBAD) při použití různých substrátů a uhlovodíkových prekurzorů. Celkové procento vodíku pro tyto vrstvy je vždy okolo 13-14 %, ačkoli ostatní udávají koncentraci vodíku tak vysoké jako 36 %. DLC vrstvy jsou zformovány pomocí kombinace kovalentních vazeb (sp2 a sp3), podobných těm, které se nacházejí v grafitu a v diamantu. DLC vrstvy jsou mimořádně hladké a nevyžadují dodatečné leštění. Počáteční průměrná hrubost povrchu se pohybuje mezi 0,02 a 0,03 mikrometrů. 10.4.2 Metody výroby DLC vrstev Byla vyvinuta řada metod, jak vyrobit DLC vrstvy, jako například depozice pomocí paprsku iontů - IBAD (ion beam-assisted deposition), fyzikální depozice z plynné fáze - PVD (physical vapor deposition) nebo laserová ablace, rozprašování paprsku iontů, plasmová parová depozice a chemická parová depozice - CVD (chemical vapor deposition). IBAD, laserová ablace a CVD patří v současnosti k nejběžnějším technikám. Důležité faktory, které bychom u těchto procesů měli mít na paměti, jsou: dosažený stupeň adheze se substrátem, velikost získané plochy, tenkost a stejnoměrnost vrstvy a teplota potřebná pro vytvoření vrstvy. 1.4.2a Depozice pomocí paprsku iontů - IBAD (ion beam-assisted deposition) Principem této metody je kondenzace uhlovodíkového prekurzoru (polyfenyl ether, pentafenyl trisiloxan) na povrchu substrátu při teplotě 140~150 C. Následně jsou použity ionty dusíku pro bombardování povrchu substrátu, který se stejnoměrně otáčí, což zajišťuje rovnoměrné pokrytí. vysoká energie iontů (30-80 kev) zapříčiní rozrušení vazeb mezi uhlíkem a vodíkem a vyhání vodíkové a kyslíkové atomy z povrchu. zbývající uhlíkové atomy se váží dohromady se zbytkovými atomy vodíku, čímž zformují DLC vrstvu. Mezi výhody této techniky patří relativně vysoká plocha pokrytí (<1 m 2 ), vysoká rychlost depozice a nízká teplota potřebná pro depozici [2]. Na Obr. 10.11 je znázorněn princip IBAD.
Obr. 10.11 Schematický diagram metody IBAD. Převzato se svolením z [12]. Copyright 1993, Elsevier Applied Science (bucket ion source zdroj iontů, nitrogen ions dusíkové ionty, rotating substrate stage rotující plocha se substrátem, shutter clona, heating coil topná spirála, oil olej, zdroj uhlovodíku) 1.4.2b Chemická depozice z plynné fáze - CVD (chemical vapor deposition) Vytváření DLC pomocí CVD obnáší tepelný rozklad metanového plynu (CH 4 ). Pára uhlíkových a vodíkových atomů kondenzuje na cílovém substrátu a vytváří pevnou vrstvu. Některé elementy substrátu mohou difundovat do vrstvy, což může zlepšit adhezi vrstvy k substrátu. Tato metoda může být využita pro výrobu diamantů s méně častými a menšími vadami povrchu. Tato technika typicky vyžaduje vysoké teploty (400-700 C), což může vést ke změně mechanických vlastností některých kovových substrátů. Čili, aplikace na pokrývání polymerů a dalších biomateriálů s vysokou teplotní roztažností se nedoporučuje. Další nevýhodou této techniky je, že můžeme pokrývat jen malou plochu. 1.4.2c Hmotná depozice z plynné fáze - PVD (physical vapor deposition), laserová ablace Laserová ablace je klasifikována jako hmotná depozice z plynné fáze, u které je využit úzký laserový paprsek pro bombardování (ablaci) grafitického cíle. Laserová ablace uvolňuje obláček excitovaných uhlíkových atomů, které se rozptylují a nakonec kondenzují na cílovém substrátu, kde formují DLC vrstvu. Na Obr. 10.12 je znázorněn princip této techniky. Výhody laserové ablace jsou čistota procedury a fakt, že není vyžadována vysoká teplota, která je základem pro CVD. Mezi nevýhody této metody patří vysoká časová náročnost a cena.
Obr. 10.12 Schematický diagram metody PVD. Převzato se svolením z [12]. Copyright 1993, Elsevier Applied Science (Substrate heater ohřívač substrátu, substrate ring kruh substrátu, ring electrode kruhová elektroda, luminous vapor plume plazmatický obláček, target terč, laser beam laserový paprsek, resistor rezistor, power supply zdroj energie) 10.4.3 Materiálové a mechanické vlastnosti DLC vrstev DLC vrstvy byly vybrány jako potenciální povrchy pro ortopedické implantáty díky svému velmi nízkému koeficientu tření a dobré odolnosti proti opotřebovávání. Jak byse dalo očekávat, DLC vytváří velmi pevné povrchy. Hodnoty pevnosti uvedené v literatuře se značně liší, ale nejčastější hodnota je od 2000 do 3000 kg/mm 2 (diamant ~ 5700-10400 kg/mm 2 ). Pevnost DLC při kombinaci s polymery, keramikou nebo kovy zvyšují odolnost na zatížených površích proti opotřebovávání způsobené třetím tělesem, jak je ukázáno v Tab. 10.4. Opotřebovávání způsobené třetím tělesem může nastat v případě, že se částice kostního cementu nebo polyethylenu (UHMWPE) dostane mezi dva povrchy v ortopedickém implantátu. Někteří autoři využívají pin-on-disc test pro porovnání koeficientu tření pro DLC vrstvy pro docílení různorodosti dalších materiálů a vrstev. Tyto výsledky spolu s hodnotou koeficientu tření pro další materiály jsou sumarizované v Tab. 10.5. Koeficient tření pro hliník či sloučeniny hliníku je mnohem vyšší než pro hliníkem pokrytý Co-Cr/UHMWPE nebo DLC vrstvou pokrytý Co-Cr-Mo nebo DLC vrstvou pokryté titanové slitiny.
Tab. 10.4 Možné materiály pro náhradu kyčelního kloubu Tab. 10.5 Koeficient tření pro různé materiály Výsledky DLC vrstev vykázaly rychlejší opotřebovávání z počátku a dosáhly dříve stabilního stavu než nepokrytý Co-Cr-Mo/UHMWPE povrch. Ve skutečnosti, některé studie ukazují nárůst koeficientu tření u metal/uhmwpe kombinací. 10.4.4 Tribologie DLC vrstev U DLC vrstev jsou očekávány výborné charakteristiky pro opotřebovávání, když uvážíme jejich pevnost a nízký koeficient tření. Byly vykonány nějaké in-vitro opotřebovávací studie DLC vrstev.wachtel a kolektiv využili pin-on-disc opotřebovávací přístroj s UHMWPE jako materiálem pinu a destilovanou vodou jako lubrikantem [44]. Stupeň opotřebení byl vypočítán ze zploštění materiálu UHMWPE pinu. Stupeň opotřebení byl následně normalizován klouzavým oknem pro odvození hodnoty opotřebení. DLC vrstvou pokrytý disk Co-Cr-Mo vykázal nejnižší hodnotu opotřebení, dále také hliníkem pokrytý disk
Co-Cr-Mo a dále neošetřený Co-Cr-Mo disk (viz Tab. 10.6). Tyto výsledky mohou být vysvětleny vytvořením přenosného filmu z UHMWPE na nepokrytém Co-Cr-Mo površích, které se na pokrytých vzorcích neobjevuje. Tab. 10.6 Rozmezí hodnot opotřebení UHMWPE porovnané s několika dalšími materiály Davidson a kolektiv provedli opotřebovávací test za využití pinu vyrobeného z PMMA lubrikovaného Ringerovým roztokem [11]. Bylo testováno sedm kombinací materiál-vrstva. kontrolované vzorky zahrnovaly Ti6Al4V, Co-Cr-Mo a 316 L SS, kde jako vrstvy pro pokrývání byly vybrány DLC, TiN, ZrO 2. Pin z PMMA vytvářel rýhu v různých materiálech, autoři měřili hloubku opotřebované dráhy, aby obdrželi odhad odolnosti proti opotřebovávání. Ze všech testovaných vykázal nejlepší odolnost proti opotřebení zirkon. Dráha opotřebení byla u pokrytých povrchů mnohem mělčí než u povrchů nepokrytých, což ukazuje na vysokou odolnost pokrytých materiálů proti opotřebení (viz Tab. 10.7). Dearnaley a kolektiv [12] vedli pin-on-disc opotřebovávací test pro 10 000 cyklů za využití UHMWPE jako pinu bez lubrikace (suché podmínky). Obdobně jako u Wachtelovy studie, stupeň opotřebení byl vypočítán ze zploštění povrchu UHMWPE pinu. Opět, pokryté povrchy vykázaly lepší vlastnosti než nepokryté, kde nejmenší hodnotu opotřebení měl povrch upravený DLC. Výsledky jsou sumarizovány v Tab. 10.8. V každé ze zde uvedených studií kovy pokryté DLC vrstvou shodně překonávají nepokryté kovy v rámci odolnosti proti opotřebení. Zmenšené opotřebení DLC vrstev in vitro můžeme připisovat jejich nízkému koeficientu tření a jejich pevnému netečnému povrchu. Výsledky těchto opotřebovávacích testů zdůrazňují potenciální výhody DLC vrstev minimalizují šanci uvolnění implantátu a osteolýzy (rozpouštění kosti) vlivem opotřebení. Jednou z nevyřešených otázek ohledně DLC vrstev je možný nedostatek povrchové interakce mezi vrstvou a substrátem, která může přímo záviset na netečnosti DLC. Předběžné výsledky ukazují slabou adhezi mezi DLC vrstvami a titanem a niklem, na druhou stranu silnou adhezi vykazují Sialon (Si 3 N 4 + Al 2 O 3 + Y 2 O 3 ) a hliník [4,12]. Vytvoření mezivrstvy díky difuzi atomů substrátu do krycí vrstvy může podporovat adhezi, ačkoli, exaktní důvod zatím není znám.
Tab. 10.7 Opotřebení několika materiálů ve srovnání s PMMA Tab. 10. 8 Stupeň opotřebení UHMWPE porovnaný s dalšími materiály 10.4.5 Biokompatibilita DLC vrstev Biokompatibilita rozličných forem uhlíku (např. uhlíková vlákna, skelný uhlík a LTI uhlík) s tkáněmi a krví je již velmi dobře stanovena. Studie biokompatibility zahrnující DLC vrstvy však nejsou mnoho uváděny. Některé studie zdá se potvrzují biokompatibilitu DLC ve formě objemných i malých částic [13, 27] (bulk and particulate form). V jedné in-vitro studii [41] byla DLC vrstva aplikována v objemové (bulk) formě na buňky obsahující myší makrofágy a fibroblasty. Vrstva a buňky byly ponechány pro interakci 7 dní. Autor při kontrole pokrytých vzorků nepozoroval žádné poškození na buňkách ani žádný významný nárůst v zánětlivých enzymatických stimulacích. Malý počet enzymů sloužících k zánětlivým odezvám nasvědčuje mírným rekcím tkáně in vivo. Další in-vitro studie vyšetřovala efekt diamantu, hydroxyapatitu a SiC částic na enzymatickou aktivitu [28]. Kultura buněk obsahovala lidské monocyty. Všechny částice snášely fagocytózu, ačkoli, diamantové částice nezpůsobovaly nárůst enzymatické aktivity. Tyto výsledky naznačují, že diamantové částice jsou netečné a mohou vést k mírnější zánětlivé odezvě než SiC a hydroxyapatitové částice, které vyvolaly enzymatickou odezvu srovnatelnou s PMMA částicemi. In-vivo studie není snadné v literatuře najít. Jedna taková studie zahrnuje implantaci diamantových a SiC částic do těla králíka po dobu tří týdnů [3]. Kostní dutina byla použita
během implantace pro podporu růstu kosti dovnitř. Je zde velmi málo makrofagocytické aktivity diamantových a SiC částic. Buněčná odezva byla značně menší než v obdobných studiích u PMMA a UHMWPE částic. Dodatečně, diamantové částice mají pouze slabě omezující efekt na obnovu kostí, SiC částice dokonce zapříčiňují nárůst obnovy kostí. Pro srovnání, v obdobných studiích, PMMA, UHMWPE a Co-Cr částice omezují růst kostí o 34-50 %. Tyto předběžné výsledky vypadají velmi slibně. Diamant a DLC vrstvy se zdají být v lidském těle inertní. Neuvolňují ionty do těla tak, jak to dělají kovové biomateriály a mohou zabránit uvolňování kovových iontů, pokud jsou aplikovány takové ortopedické implantáty jako Ti6Al4V a slitiny Co-Cr. Je zapotřebí více in vivo studií pro potvrzení těchto předběžných výsledků. 10.5 Další myšlenky DLC vrstvy aplikovány na kovové substráty mohou překonat omezení ortopedických implantátů vyrobených zcela z keramiky nebo kovu. Teoreticky, mělo by být pravděpodobné kombinovat tyto materiály a tím dosáhnout výborných pevnostních a opotřebovávacích charakteristik. V pin-on-disc opotřebovávacích studiích DLC vykázaly nízké třecí vlastnosti a silnou odolnost proti otěru a opotřebení. Netečnost a biokompatibilita byly ukázány na testu na kultuře buněk a studii s využitím zvířat. Síla vazby mezi DLC vrstvou a substrátem zůstává v zájmu výzkumu, je zapotřebí více studií pro další šetření této otázky. Uhlík je velmi atraktivní materiál pro medicínské a dentální aplikace [2, 4, 12, 13, 16, 31, 32, 35, 42, 43]. DLC může být dále prozkoumán, pokud by byl snadno využitelný pro implantáty nebo výrobu chirurgických nástrojů [4, 16]. Vystavení se vlivu uhlíku v částicové formě může vést k poškození plic, ačkoli toto riziko uhlíkových implantátů není nijak značné [14]. Pokud bychom objasnili základní strukturu a schopnosti interagovat stejně dobře v invivo jako v in-vitro podmínkách, bude to klíčem pro úspěch uhlíkových a souvisejících implantátů [2, 20, 23, 24, 30, 32, 34, 46]. Navíc, další otázkou může být biokompatibilita [16]. Co více, jsou studovány uhlíkové nanotrubičky pro doručování genů a léčiv [22].