Nanostrukturierte Glas-Keramik-Beschichtungen für orthopädische Anwendungen - Teil 1

Nanostrukturierte Glas-Keramik-Beschichtungen für orthopädische Anwendungen

Guocheng Wang1, Zufu Lu 1 , Xuanyong Liu 2 , Xiaming Zhou 2 ,

Chuanxian Ding 2 und Hala Zreiqat 1 , *

1 Forschungseinheit für Biomaterialien und Tissue Engineering, School of AMME,

Universität Sydney, Sydney 2006, Australien

2 Shanghai Institute of Ceramics, Chinesische Akademie der Wissenschaften, Shanghai 200050,

Volksrepublik China


Glaskeramik hat auf biomedizinischem Gebiet viel Aufmerksamkeit auf sich gezogen, da sie große Möglichkeiten bieten, ihre Eigenschaften durch Nachbehandlungen zu beeinflussen, einschließlich Festigkeit, Degradationsrate und Wärmeausdehnungskoeffizient. In dieser Arbeit wurden Glaskeramikbeschichtungen aus Hardystonit (HT; Ca2ZnSi2O7) und Sphen (SP; CaTiSiO5) mit Nanostrukturen mit einer Plasmaspritzmethode unter Verwendung herkömmlicher Pulver hergestellt. Die Haftfestigkeit und Vickers-Härte für HT- und SP-Beschichtungen sind höher als die angegebenen Werte für plasmagespritzte Hydroxyapatit-Beschichtungen. Beide Arten von Beschichtungen setzen bioaktive Calcium (Ca) - und Silicium (Si) -Ionen in die Umgebung frei. Der Mineralisierungstest in zellfreiem Kulturmedium zeigte, dass sich nach 5 Stunden viele pilzartige Ca- und Phosphorverbindungen auf den HT-Beschichtungen bildeten, was auf eine hohe Fähigkeit zur azellulären Mineralisierung hindeutet. Primäre humane Osteoblasten können sich auf beiden Arten von Beschichtungen gut anlagern, verbreiten und vermehren. Bei den HT-Beschichtungen wurde im Vergleich zu den SP-Beschichtungen und der unbeschichteten Ti-6Al-4V-Legierung eine höhere Proliferationsrate beobachtet, wahrscheinlich aufgrund der von den HT-Beschichtungen freigesetzten Zinkionen. Höhere Expressionsniveaus von Runx2, Osteopontin und Typ I-Kollagen wurden auf beiden Arten von Beschichtungen im Vergleich zu Ti-6Al-4V-Legierungen beobachtet, möglicherweise aufgrund von Ca und Si, die von den Beschichtungen freigesetzt wurden. Die Ergebnisse dieser Studie weisen auf die mögliche Verwendung von HT- und SP-Beschichtungen für orthopädische Anwendungen hin.

Schlüsselwörter: Plasmaspray; orthopädisch; Titanlegierung ; Nanostruktur, osteogene Gene; Glas-Keramik


  1. EINFÜHRUNG

Titanlegierungen (Ti-6Al-4V) werden wegen ihrer hervorragenden mechanischen Eigenschaften in orthopädischen Anwendungen, einschließlich künstlichen Hüftgelenken, Knochenplatten und Zahnimplantaten, häufig eingesetzt [1]. Der Hauptnachteil von Ti-6Al-4V-Implantaten ist jedoch die Bildung von dichtem fibrösem Gewebe an der Grenzfläche zwischen Implantat und Knochen aufgrund seiner Bioinertheit [2], was die Stabilität von Prothesen gefährdet und zum vorzeitigen Versagen von Geräten führt. Die Beschichtung von Ti-6Al-4V-Implantaten mit einer bioaktiven Beschichtung ist ein wirksames Mittel, um dieses Problem zu lösen, da die Beschichtung die Knochenneubildung an der Knochen-Implantat-Grenzfläche beschleunigen kann, was zu einer starken Verankerung des Vorrichtungsmaterials im umgebenden Knochengewebe und damit zu einer Verankerung führt Verlängerung der Lebensdauer der Implantate. Es wurden verschiedene Oberflächenmodifikationstechniken verwendet, darunter Sol-Gel-, Plasmaspray, biomimetische Abscheidung, gepulste Laserablagerung und Ionenstrahltechniken [3]. Das Plasmaspray ist aufgrund seiner hohen Ablagerungsrate, der dicken Ablagerung, der geringen Kapital- und Betriebskosten [4] bei weitem die am weitesten verbreitete kommerzielle Technik, zusammen mit der Tatsache, dass die rauen Oberflächen von plasmagespritzten Beschichtungen für die Knochenfixation günstig sind [ 5]. Im Plasma gesprühte Hydroxylapatit (HAp) -Beschichtungen wurden aufgrund der chemischen Ähnlichkeit von HAp mit der anorganischen Komponente menschlicher Knochen kommerziell eingesetzt und häufig für den Ersatz von Hüftgelenken verwendet. Das Hauptproblem bei der HAp-Beschichtung ist jedoch die geringe Haftfestigkeit zum darunter liegenden Ti-6Al-4V, die sich aus der Nichtübereinstimmung ihrer thermischen Ausdehnungskoeffizienten ergibt, was das Delaminationsrisiko der Beschichtungen erhöht. Sobald eine Delaminierung erfolgt ist, fördern die Fragmente der Beschichtungen die Entzündung und die resultierende Osteolyse, wodurch die Langzeitstabilität der Ti-6Al-4V-Implantate beeinträchtigt wird [6].

Eine alternative Methode ist das Beschichten der Implantate mit Bioglas auf CaO-SiO2-Basis, dessen Bioaktivität in vitro gut dokumentiert ist [7–11] und in vivo [12,13]. Die meisten plasmagespritzten Bioglasbeschichtungen versagen jedoch aufgrund ihrer schwachen Grenzflächenbindung mit der Ti-6Al-4V-Legierung, die auf einen höheren Wärmeausdehnungskoeffizienten (14–15 × 10 -6 K -1 [14]) im Vergleich zu dem der Legierung ( 8,4–8,8 × 10 –6 K –1 [15]) [16]. Eine hohe Degradationsrate ist eine weitere Barriere für die Verwendung von Bioglas als Implantatbeschichtung . Es ist jedoch bekannt, dass die Freisetzung von Calcium (Ca) - und Silizium (Si) -Ionen die Anhaftung, Proliferation und Differenzierung von Osteoblasten [17–20] und die Knochenbildung fördert [11,21]. Die Entwicklung von CaO-SiO2-basierten Beschichtungen mit einer begrenzten Freisetzung von Ca- und Si-Ionen, die die Langzeitstabilität der Beschichtungen nicht beeinträchtigen, führt daher zu Beschichtungen mit verbesserter Bioaktivität. In unserer früheren Arbeit haben wir über Hardystonit (HT) oder Sphene berichtet

(SP) -Keramiken, die durch Zusatz von ZnO [22] bzw. TiO2 [23] in das CaO-SiO2-System hergestellt werden, weisen im Vergleich zu CaSiO3-Keramiken eine bessere chemische Stabilität auf. Außerdem liegen ihre thermischen Ausdehnungskoeffizienten (11,2 × 10 -6 K -1 für HT [24]; 6 × 10 -6 K -1 für SP [25]) näher an denen von Ti-6Al-4V-Legierungen , was auf einen höheren Wert schließen lässt Haftfestigkeit sollte erreicht werden. Es ist daher plausibel anzunehmen, dass HT und SP geeignete Beschichtungen für orthopädische Anwendungen sind.


******Fortsetzung folgt******