Fogorvosi szemle, 2002 (95. évfolyam, 1-6. szám)

2002-10-01 / 5. szám

210

FOGORVOSI SZEMLE ■ 95. évf. 5. sz. 2002.

tíve gyenge elektromos- és hővezető képessége, valamint a felületén oxigén tartalmú miliőben nagyon gyorsan kialakuló titánoxid bevonat. Ez utóbbi a biztosítéka a biológiai környezetben való rendkívüli korrózióstabilitásának is [10]. Az osszeointegráció teljesülése tekintetében azonban a titán csak a többi elvárással együtt értékelhető ideális implantátum alapanyagnak. A biokémiai értelemben vett osszeointegrációs képesség vonatkozásában az emlősök szervezetének keményszöveti anorganikus összetevőjét jelentő biológiai kálciumfoszfátok (pl. a hidroxiapatit) a legmegfelelőbbek [5,9]. Ezek az anyagok a bioreaktív kategóriába tartoznak. Ennek okán köztük és az élő szövetek között élettani szempontból előnyösebb kapcsolat tud kialakulni, mint a bioinert anyagok integrálódásakor. Miután azonban a biológiai kalcium-foszfátok az implantátumokkal szemben támasztott mechanikai és gyártástechnológiai elvárásoknak nem tudnak maradéktalanul megfelelni, önállóan nem alkalmasak implantátum készítésére. Ahhoz, hogy ideális osszeointegrációs tulajdonságuk mégis hasznosítható legyen, régi törekvés a dentális implantológiában az olyan implantátumok alkalmazása, amelyeknek az osszeointegráció szempontjából releváns felszíne biológiai kalcium-foszfáttal borított. Ezáltal ugyanis gyorsulhat és tökéletesebbé válhat az osszeointegráció, rövidebbé téve a gyógyulási időt és csökkentve a kötőszövetes rögzülés veszélyét, még a kissé pontatlanabb műtéti technika esetén is [7], Az ilyen módon előállított implantátumok esetében azonban alapvető problémaként jelentkezik annak az elérése, hogy az egyéb tulajdonságok szempontjából megfelelő anyag magja és a felszíni kalciumfoszfát bevonat között olyan szilárd legyen az összekapcsolódás, hogy az a beültetés műtété közbeni és a későbbi, a funkcionális terheléskori igénybevétel során fellépő nyíró- és egyéb deformáló hatásoknak biztonságosan ellen tudjon állni, ne váljon le az implantátum felszínéről. A bevonat előállítására leginkább a plazma ráfúvásos technikát szokták alkalmazni. Ennek a módszernek - azon túl, hogy a felületi bevonat és a tömbfázis közötti kapcsolat tökéletes biztonsága még ezzel a módszerrel sem garantálható - gyengéje, hogy a felületen a ráfúvás után megjelenő anyagnak csak egy kis hányada azonos kémiailag a felhordani kívánt anyaggal [7],

Munkánk elsődleges célja az volt, hogy oxidált titán felületen biztonságos kötődésű és jól definiált kristályszerkezetű biológiai kálciumfoszfát bevonatot alakítsunk ki. Ezt a folyamatot először modellrendszerben igyekeztünk megvalósítani, úgy hogy kristályos oktakálcium foszfátot (OCP, [Ca8(HP04)2(P04)4]) választottunk le heterogén nukleációval és növesztettünk 1-2 pm átmérőjű titán-dioxid-részecskék felületén. Majd ezt a módszert tovább fejlesztettük annak érdekében, hogy gazdaságosabbá (optimálisabbá) tegyük a kálciumfoszfát réteg kialakítását, azonos reakciótérfogatban lényegesen nagyobb mennyiségű kálciumfoszfáttal módosított felületű Ti02-részecskét kapjunk. Ezek után fontosnak tartottuk, hogy megvizsgáljuk hogyan lehet ezt az általunk modellrendszerben kidolgozott eljárást a valódi implantátumfelületekhez hasonló titánfelületeken, sík felületű, párologtatott titánlapon és fém titánkorongon alkalmazni. A fém titánkorongok felületét excimer lézer-impulzusok alkalmazásával módosítottuk és azt vizsgáltuk, hogyan befolyásolja a kálciumfoszfát réteg kialakulását a megváltozott felületi szerkezet.

Vizsgálati anyag és módszer

Első kísérletsorozatunkban 25 g/dm3 töménységű törzsszuszpenziót készítettünk kereskedelmi titán-dioxidból (Ti02 Bayer Anatáz) C02-mentes, ultratisztaságú (Millipore, MilliQ RG víztisztító berendezésben ioncserélt, 0,2 pm pórusméretű Millipore szűrőn átszűrt) vízzel. Az OCP-t a Ti02 részecskék felületén kristályosítottuk a vizes szuszpenzióban állandó hőmérsékleten (37±0,5 °C), N2-gáz áramoltatása közben, Electromantle MA fűthető mágneses keverőkosárba helyezett háromnyakú gömblombikban. Ennek során 0,5 cm3 Ti02 törzsszuszpenziót adagoltuk állandó keverés közben 200 cm3, a kálciumfoszfát kicsapódásra nézve metastabil, CaCI2-ot és KH2P04-ot tartalmazó prekurzor oldatba, amelynek ionerősségét (I = 0,01 M) és pH-ját (pH = 6,8) NaCI illetve KOH oldatok segítségével állandó értékre állítottuk be. A Ca : P arány 1 : 1,33 volt a metastabil prekurzor oldatban, a CaCI2 koncentráció 1,9 mmol/dm3, a Na3P04 koncentráció 1,492 mmol/dm3, a Ti02 koncentráció pedig 0,0625 g/dm3. Az OCP kristálygóc képződési idő (indukciós idő, 210 perc [12]) letelte után a kristály további növesztéséhez szükséges prekurzor oldatokat (CaCI2, KH2P04), valamint az ionerősség és a pH megtartásához a NaCI illetve KOH oldatokat párhuzamosan adagoltuk a szuszpenzióhoz Radelkis OP 936 pipettázó egység segítségével, Radelkis OP 930 automata bürettából. A CaCI2 oldat 6,2 mmol/dm3, a KH2P04 oldat 4,658 mmol/ dm3, a NaCI oldat 100 mmol/dm3, a KOH oldat 3 mmol/dm3 koncentrációjú volt. A kristálynövekedési sebesség 4,93 • 10”8 mól s"1 mf2, a relatív túltelítettségi érték a = 1,46

[12], Az oldatok adagolási sebessége 0,0415 cm3/s volt, amit az oktakálcium-foszfát kristálynövekedési sebességét figyelembe véve számítottuk ki.

A nagyobb koncentrációjú, 0,25 g/dm3 Ti02 szuszpenzióban a fent részletezett kísérleti körülmények módosításával szintetizáltunk felületi OCP kristályt. A relatív túltelítettség és a kristálynövekedési sebesség nem függ a Ti02 szuszpenzió koncentrációjától, így ezeket nem változtattuk. Ahhoz, hogy elegendő mennyiségű kristálygóc képződjön a nagyobb mennyiségű Ti02-on, nagyobb mennyiségű CaCI2-ra és KH2P04-ra van szükség. A szükséges CaCI2 koncentrációt a Ca-adszorpció vizsgálata alapján állapítottuk meg és megtartottuk az előző kísérletben alkalmazott Ca:P arányt. A Ca-adszorpciót a pH-változáson keresztül detektáltuk. A Ti02 felületén kristályosodott OCP (Ti02/OCP) vizsgálatára röntgendiffrakciót (RTG, Philips W1830 (generátor)/PW1711 (detektor), XCuKa = 0,1542 nm), pásztázó elektron-mik