ČVUT v Praze Fakulta biomedicínského inženýrství Katedra přírodovědných oborů Biokompatibilní materiály Překlad kapitoly 12.2. Aplikace kompozitů, strany 253-264 Věra Brandysová
12.2 Aplikace kompozitů Je velmi důležité, že každá složka kompozitního biomateriálu je biokompatibilní a povrch mezi složkami se nemění v kontaktu s prostředím uvnitř těla. Kompozity užívané v biomateriálových aplikacích zahrnují: (1) kompozity pro zubní výplně, (2) kostní části, karbonové vlákno a polyetylen s extrémně vysokou molekulovou hmotností (UHMWPE) vyztužený kostní cement a (3) porézní povrch ortopedických implantátů. K docílení vetší silnosti a tuhosti je pryž obvykle plněna velmi jemnou částí křemíku nebo sazí. Nanočásticové (< 100 nm v průměru) kompozity mohou být vyrobeny pro spoustu aplikací. Jako u ostatních kompozitů, jsou důležité pro výrobu a použití produktů přilnavost a jednotnost rozptylu nanočástic, jak ukazuje obr. 12.6. Nové nonakompozity mohou být použity jako výztuha, jak pro měkké, tak tvrdé tkáně. 12.2.1. Ortopedické implantáty V ortopedii jsou užívány dva typy kompozitů: (1) zdokonalující mechanické vlastnosti existujících pevných homogenních matričních materiálů, (2) zahrnující jiné materiály pro zdokonalení výkonu biologických i nebiologických funkcí. Karbonová vlákna- vyztužený uhlík se řádí do typu 1, zatímco kostní morfogenetický protein (BMPs) a barium sulfát-začleněný kostní cement patří do typu 2. Použití keramických matričních kompozitů (CMCs) není možné v ortopedii, navzdory jejich ohromným výhodám jako je jednolitá keramika aluminia a zirkonia. Obrázek 12.6: Skenovací elektronová mikroskopie titanu barnatého (BT, BaTiO 3 ) nanokompozitu s polykarbonátem (PC, vlevo nahoře a dole) a Viton (vpravo nahoře a dole) polymerová matrice. Jednotnost zajištěná použitím kyseliny
fosforité potažené BaTiO 3 nanočásticemi (na obr. dole) jako srovnání s nepotaženými nanočásticemi (na obr. nahoře). Vysoká jednotnost výsledně zdokonaluje dielektrické vlastnosti. Upraveno s povolením z http://www.gatech.edu/newsroom/release.php?id=1362. Copyright c 2007, Georgia Institute of Technology. Kompozity polymerové matrice (PMCs) jsou používány v takových aplikacích, jako jsou samovyztužení polymeru kyseliny mléčné a glykolové (PLGA) pro kostní šrouby a v destičkách, používaných k fixaci malých kostí, jak ukazuje obr. 12.7 a 12.8 [146]. Použití kovových matričních kompozitů jako cermetů může být poněkud náročné, ve srovnání s biokompatibilitou CMC nebo PMC je biokompatibilita obecně nižší vzhledem k pravděpodobnosti koroze. Tabulka 12.2 ukazuje vlastnosti některých vyztužených vláken, které jsou komerčně používány. Uhlíková vlákna byla použita k výrobě umělých šlach, ale toto úsilí selhalo in vivo vzhledem k poruchám vláken. Ačkoli použití aramidových vláken (Kevlar) se stává nejatraktivnější pro tyto aplikace. Kompozity jsou náhradou pro kostní destičky (plotýnky) a ve stehenní části pro totální kyčelní náhradu. V současné době jsou používané kovové implantáty (210 GPa pro slitinu CoCr, 110 GPa pro slitinu Ti) mnohem tužší než kosti (18 GPa). Proto chrání kosti před mechanickým poškozením, atrofií a vstřebávání kosti [47]. Kompozitní materiály mohou být vyráběny jako více vyhovující než kovové a pružně deformované jako odezva na vyšší napětí (okolo 0.01 ve srovnání s 0.001 měkkou ocelí), což je potenciální výhodou. Flexibilní kompozitní kostní destičky byly shledány jako efektivní pomoc při léčbě [73]. Protetická kyčelní náhrada se vyrábí z kompozitů obsahující uhlíková vlákna v matrici polysulfanu a polyetérketonu (PEEK)[56]. Dřík do femorální kosti z polysulfan-uhlíkového kompozitu je ukázán na obr. 12.9. Obrázek 12.7: Absorbovatelné polymery jsou požívány k výrobě kolíků, šroubů a prutů pro ortopedické aplikace. Dotisk s povolením od [146]. Copyright 2000, Marcel Dekker.
Obrázek 12.8: Schematický nákres vyztužené biorozložitelné PGA, z US Pat 4,743,257 (1988). Dotisk s povolením od [146]. Copyright 2000, Marcel Dekker. Tabulka 12.2: Vlastnosti vybraných komerčně používaných posilujících vláken Obrázek 12.9: Detail dříku femorální kosti z polysulfát-uhlíkového kompozitu. Reprinted with permission from [108]. Copyright c 1988, Lippincott Williams & Wilkins.
V matrici polymerních kompozitů, je středem zájmu dotvarování složek polymeru. Prototyp kompozitních femorálních složek představil dotvarování v malém rozsahu omezeného vláknem, které nejsou tolik tvarovatelné. Nepředpokládá se, že by dotvarování omezilo životnost implantátu [109]. Obrázek 12.10 ukazuje kolenní protézu s uhlíkovými vlákny vyztuženými polyetylenem. Tento produkt již není k dispozici pro klinické užívání. Obrázek 12.10: Kolení protéza s uhlíkovými vlákny-vyztužené polyetylenovým holením příslušenstvím. Dotisk s povolením od [120]. Copyright 2007, Springer. Poněkud komplikovanější jamka kyčelního kloubu pro protézu kyčelního kloubu je ukázána na obr. 10.10 [143]. Doufalo se, že vyztužené uhlíkové vlákno UHMWPE s HA na vnějším povrchu jamky by se mohlo přímo slepit s kostí. Ačkoli to neznamená lepení mezi karbonem a UHMWPE, vyplývající v eventuální rozlepení. Sofistikovanější vzhled je ukázán na obr. 12.11. Někteří vědci [121] vytvořili vnitřní povrch z ozářeného UHMWPE k minimalizaci opotřebení, zatímco vnější povrch měl PMMA vrstvu, která se slepila s kostním cementem při implantaci. Eliminace potřebná pro drážky, které oslabují jamku, drží jamku při implantaci s kostním cementem. Avšak tento designový koncept zatím nebyl klinicky testován. Někteří vědci [18] vyrobili z HA-polymeru kompozity pro použití v implantátech. Výsledky úvodní studie jsou uvedeny na obr. 12.12. Pracují na tom, co nazvali analogový kompozitní design, který jak doufají, by posílil jak mechanické, tak i biologické funkce během tkáňového zarůstání a regenerace. Jedním z těchto problémů s tímto typem kompozitů je, že povrch keramických HA je obvykle kompletně pokrytý polymerem, čímž brání kontaktu mezi bioaktivní keramikou a tkání. Podobné výsledky byly získány u kostních částic impregnovaných cementem. Minimální množství kostních částic pro kontinuální tvorbu pórů je 30-40 % [106,119], podobné výsledky získal Bonfield
[17, 18]. Kost částečně potažená PMMA kostním cementem byla použitá pro kyčelní fixaci dříku u psa [60] (viz obr. 12.13. pro výsledek). Experimentální předměty ověřily maximální povrchové smykové pevnosti 7,35 MPa, přičemž kontrolní hodnota byla 2 MPa. Stejní vědci studovali BMP částečně potažený kostní cement a získali podobné výsledky. Avšak definitivní závěry nemohou být uvedeny, vzhledem k omezenému počtu subjektů. Obrázek 12.11: Před-krycí vrstva všech kyčelních jamek vnějšího povrchu s kostní cementovou vrstvou kombinovanou se síťovanou z UHMWPE z γ ozáření. Modified with permission from [121]. Copyright c 1999, Begell House. Obrázek 12.12: Vliv objemové frakce hydroxyapatitu (HA) na Youngově modulu (E) a napětí k porušení hydroxyapatitu vyztuženém polyetylenem, ve srovnání s kortikální kostí, jak reprezentuje Hench [59] na základě údajů Bonfielda [17]. Reprinted with permission from [59], Copyright c 1993, American Ceramic Society. Porézní HA může být vyrobeno do velikosti buněčných kompozitů, jak ukazuje obr. 12.14. Platforma přírodní tkáně buněčné struktury byla také použita v naději k získání buněčné struktury, jak je ukázáno na obr. 12.15 [36].
Obrázek 12.13: Maximální povrchové smykové napětí mezi kostí a kostním cementem v implantačním období. Femorální dříky byly implantovány s běžným kostním cementem a cementem s kostními částmi. V obou případech se povrchové napětí stabilizovalo po 5 měsících pro tento model psa. Reprinted with permission from [41]. Copyright 1991, Wiley. Obrázek 12.14: Mikrostruktura lidské spongiózní kosti. Osteony se zobrazí jako běžná lamela s intersticiální kostní výplní mezery mezi (a). Idealizovaná mikrostruktura lidské spongiózní kosti. Propojení velkých pórů povoluje vrůstání fibrovaskulární tkáně, regenerace osteonů, atd. (b). Reprinted with permission from [137]. Copyright c 1993, World Scientific.
Obrázek 12.15: (a) Schematické znázornění výrobního procesu platformy. Korál je uříznutý a tvarovaný k výrobě porézních implantátů v široké paletě materiálů. (b) 3D fotografie různých korálů po přečištění chlornanem sodným. (Nahoře) Rod Porities: Prakticky všechny póry jsou v rozmezí 100-200 μm, navíc, když je správně orientován, jsou přítomny podélné vzpěry neporézní mikrostruktury. (Dole) rod Goniopora: Póry se pohybují od 200 do 1000 μm a úplná propojenost látek je snadněji ohodnotitelná. Modified with permission from [35]. Copyright 1975, Wiley. Bioaktivní sklo-keramika se navíc používá k výrobě kompozitů použitím kovových prutů (316L nerezová ocel, titan a slitina Co-Cr) [44,58]. In vitro a in vivo studie prokázaly možnosti využití kompozitů v ortopedii a jako zubní implantáty. Porézní povrch kompozitů byl také považován jako možné použití pro implantáty. Mohou být potaženy bioaktivní keramikou, jak je ukázáno na obr. 12.16. Pokusy na zvířatech přinesly smíšené výsledky [120] (viz obr. 12.17): HA vrstva porézního implantátu nabídla jako první vyšší povrchové smykové tření mezi kostí a implantátem, ačkoli po tří měsíční kontrole (bez vrstvy HA) ukázaly vyšší pevnost. Bylo to hlavně kvůli rozpuštění HA v pórech, které nemohly být odstraněny dost rychle pro pokračování růstu tkáně. Někteří vědci se snažili pochopit roli krystalovatění HA po nátěru na kov. Jejich výsledky neprokázaly žádné rozdíly povrchové pevnosti mezi nízko-, středně- a vysokou krystalicitou HA povrch na Ti slitině implantátu a kosti. Jediný podstatný rozdíl nastal u nekrytého kovového imlantátu, opět demonstrující dobrou kompatibilitu HA s kostí [31].
Obrázek 12.16: Struktura porézní vrstvy pro kostní prorůstání. Obrázek SEM je 5x zvětšený v dolní části obdélníkového obrazu (200x, slitina Ti6A14V). Poznámka: nepravidelná struktura póru. From unpublished data of J.B. Park. Obrázek 12.17: Maximální povrchové smykové tření mezí kostí a bioaktivní keramikou-krytou porézní zátkou implántátu versus implantované období. Zátka s a bez krytí byla implantovaná do kůry psí stehenní kosti. Reprinted with permission from [120]. Copyright c 2007,Springer. 12.2.2. Kompozitní a cementové zubní výplně [120] Zubní kompozitní pryskyřice se používá na opravy předních zubů a také se běžně používá k obnovení zadních stejně jako předních zubů. Kompozitní pryskyřice se skládá z polymerní matrice a tuhé anorganické mezivrstvy, jak ukazuje obr. 12.2. Všimněme si, že částice mají velmi hranatý tvar. Anorganické mezivrstvy prokazují relativně vysokou tuhost a vysokou odolnost proti opotřebení materiálu. Kromě toho, díky jejich průhlednosti a indexu lomu, který je podobný jako má zubní sklovina, jsou kosmeticky přijatelné. Anorganické mezivrstvy jsou většinou bariové sklo nebo oxid
křemičitý [křemen, SiO 2 ]. Mezivrstva, také nazývána výplň, má velikost částic od 0,04 do 13 μm a koncentraci od 33 do 78 % hmotnosti (tabulka 12.3). Matrice se skládá z bis-gma, přídavný produkt reakce bis(4-hydroxyfenolu), dimetylmetanu a glycidu metakrylátu. Vzhledem k tomu, že je materiál namíchán a poté umístěn do připravené dutiny aby polymeroval, jeho viskozita musí být dostatečně nízká a polymerizace musí být regulovatelná. Takto málo viskózní tekutiny jako trietylen glykol dimetylakrylát (TEGDMA) se používají ke snížení viskozity a inhibitory jako butyl trioxytoluen (2,4,6-tri-tert-butylfenol, BHT) se používají k zabránění předčasné polymerace. Polymerace může být zahájena termochemickým spouštěčem (např. benzyl peroxid) nebo fotochemicky (benzoin alkyl eter), což generuje volné radikály při vystavení ultrafialovému záření ke spuštění polymerace volných radikálů. Tabulka 12.3: Složení a modul pružnosti zubních kompozitů Složení a modul pružnosti několika komerčních zubních pryskyřicových kompozitů jsou uvedeny v tabulce 12.3. Vzhledem k větší hustotě anorganické plnící fáze odpovídá 77 % výplně 55 % hmotnosti. Typické mechanické a fyzikální vlastnosti 50 % objemu zubních pryskyřicových kompozitů jsou uvedeny v tabulce 12.4. Zubní kompozity jsou podstatně méně tuhé než přirozená sklovina (ta obsahuje >97 % minerálů). U syntetických kompozitů nemůžeme tak snadno získat tak vysoké koncentrace minerálních částic. Minerální částice nejsou tolik nahuštěné. Mimo to, viskozita nepolymerizované směsi roste s koncentrací částic. Příliš vysoká viskozita bude bránit zubaři v přiměřeném naplnění dutiny směsí. Použití povrchově aktivních látek sníží tento problém.
Tabulka 12.4: Typické vlastnosti dentálních kompozitů Teplotní roztažnost zubních kompozitů je vyšší než u zubů. Projevuje se také smrštění (kontrakce) (až 1,6%) během polymerace, které má přispět k úniku slin, bakterií, mimo jiné na povrchové okraje. Tato vlastnost může v některých případech způsobit zubní kaz. Pro některé materiály je tato kontrakce zrušena otokem v důsledku absorpce vody v ústech. Použití koloidní siliky v tzv. mikrofilních kompozitech umožňuje tyto pryskyřice leštit, což snižuje opotřebení a tvorbu plaku. Nicméně, je mnohem obtížnější vyrobit ty s vysokým podílem výplně, protože tendence pro vysoké viskozity nepolymerované směsi musí být upravovatelná. Příliš vysoká viskozita je problematická, protože brání zubaři, aby adekvátně vyplnil dutinu a materiál tak vyplní trhliny méně efektivně. Všechny zubní kompozity prokazují dotvarování [118], které může vést k obnově zubu, ale větším problémem může být opotřebení. Zubní kompozity mají tendenci být pod napětím křehké a relativně slabé. Navíc jsou vystaveny mechanické náročnosti, takže se mohou při namáhání porušit. Dole jsou popsány statistické pevnosti zlomeniny [9,23]. Jejich použití je tedy omezeno na určité typy zubních náhrad. Sbalitelnost nebo zhustitelnost zubních kompozitů byla zavedena jako lepší alternativa amalgámových výplní zadních zubů a mohou být vtěsnány snadněji do připravené dutiny, což umožní těsnější kontakt s obnovovaným zubem [101]. Modul pružnosti těchto kompozitů se pohybuje cca od 9,5 do 21 GPa. Různé výplně na bázi pryskyřice-cement, s hmotností výplně 65-74 %, jsou využitelné pro připevnění zubních korunek na zbylou část zubu [130]. Vysoký modul je považován za prospěšnou schopnost cementu, brání tak ztrátě korunky. Zubní kompozitní pryskyřice jsou používány jako výplňový materiál pro přední i zadní zuby a také jako tmely. Použití těchto materiálů se zvýší s vývojem dokonalejších složek a také s reakcí na obavy z dlouhodobé toxicity náplně amalgám stříbro-rtuť.
Nanočástice kompozitů mohou být atraktivní alternativou zubních kompozitů jako výplně lepidla. Hlavním problémem je disperze nanočástic, které mohou být případně řešitelné úpravou výplně (keramických částic) s kyselinou (viz obr. 12.6) a povrchově aktivními látkami. Příklad 12.3 Kompozit vyrobený ze sférických částic hliníku (20 % objemu) a polymerní matrice. Vypočítejte Youngův modul a srovnejte s Reussovým modelem. Hliník a polymer mají Youngův modul 400 a 1 GPa. Odpověď: Užití vztahu z tabulky 12.2, Reussovým modelem dostaneme Tuhost kompozitních částic není o moc větší než Reussův, zatímco sférické zvýšení Youngova modulu je pouze okrajové. Obrázek 12.18: Moderní zubní implantát.