Keramiikka biolääketieteellisenä materiaalina
Sisällysluettelo
Keramiikka yhdistetään yleisesti posliiniin, lasiin tai arkkitehtonisiin elementteihin. Biolääketieteellisessä tekniikassa termillä on kuitenkin paljon laajempi merkitys. Keramiikka on epäorgaanista, ei-metallista materiaalia, jonka pääkomponentit ovat yleensä metallioksideja, silikaatteja, karbideja tai nitridejä. Niille on ominaista suuri kovuus, suuri puristuslujuus, korkea sulamispiste ja erittäin alhainen sähkön- ja lämmönjohtavuus. Atomitasolla niiden ominaisuudet johtuvat pääasiassa ionisten tai kovalenttisten sidosten vallitsevuudesta ja kidehila n määrästä mahdollisia liukupintoja. Siksi keramiikka, toisin kuin metallit, eivät muovaudu helposti.
Tämän rakenteen tärkein seuraus on hauraus. Keraamiset materiaalit taipuvat halkeilemaan, jos niissä on mikrohalkeamia, sulkeumia tai teräviä lovia. Metallien tavoin asteittaisen muodonmuutoksen sijaan ne murtuvat äkillisesti ja suhteellisen voimakkaasti, kun olemassa olevan vian lähellä oleva jännitys ylittää kriittisen arvon. Tämä selittää, miksi keramiikan vetolujuus on paljon pienempi kuin sen puristuslujuus. Mielenkiintoista on, että ihanteellisissa olosuhteissa, kun materiaali on käytännössä virheetön, keraamit voivat olla erittäin lujia. Esimerkkinä voidaan mainita lasikuidut, joiden vetolujuus on useita gigapascalia ja ylittää monien korkealujuisten terästen lujuuden.
Keraamiset materiaalit eivät myöskään juurikaan veny huoneenlämmössä. Metallit voivat vähitellen deformoitua pitkäaikaisen rasituksen alaisena, mutta keraamiset materiaalit säilyttävät jäykän sidostuksensa ansiosta mitat, kunnes halkeama syntyy. Tämä ominaisuus on sekä etu, kun ajatellaan vakaata kuormituksen siirtoa, että haitta, koska kyvyttömyys ”vapauttaa” jännityksiä plastisen muodonmuutoksen kautta edistää äkillisiä murtumia.
Biokeraamien ala syntyi, kun keraamisia materiaaleja alettiin tietoisesti käyttää kosketuksessa kehon kudosten kanssa. Kävi ilmi, että asianmukaisesti valitut keraamiset koostumukset voidaan käyttää paitsi elektroniikassa tai korkean lämpötilan teollisuudessa myös luunpalojen korvaamiseen, hampaiden uudelleenrakentamiseen, nivelimplanttien rakentamiseen ja jopa veren kanssa kosketuksiin joutuvien elementtien, kuten keinotekoisten sydänläppien, valmistamiseen. Useat biologiset peruskriteerit on kuitenkin täytettävä.
Jotta keraaminen materiaali voidaan luokitella biokeraamiseksi, sen on oltava myrkytön, syöpää aiheuttamaton, allergeeniton, se ei saa aiheuttaa kroonisia tulehdusreaktioita, sen on oltava biologisesti yhteensopiva ja sen on säilytettävä biologinen toiminnallisuutensa koko odotetun implantointiajan. Toisin sanoen, se ei saa aiheuttaa haittaa, sen on täytettävä mekaaninen tai biologinen tehtävänsä eikä sen saa hajota arvaamattomasti.
Tämän perusteella biokeraamit jaetaan kolmeen pääluokkaan. Ensimmäinen luokka koostuu imeytymättömistä keraameista, eli suhteellisen biokompatibeleistä keraameista, jotka implantoinnin jälkeen eivät käytännössä liukene tai käy läpi merkittäviä rakenteellisia muutoksia ja jotka on suunniteltu kestämään useita vuosia. Toinen ryhmä koostuu biohajoavista (resorboituvista) keraamisista materiaaleista, jotka on suunniteltu korvautumaan asteittain elimistön kasvavan kudoksen kanssa. Kolmas ryhmä koostuu bioaktiivisista, pinnalla reagoivista biokeraamisista materiaaleista, joiden tehtävänä on muodostaa vahva kemiallinen sidos luuhun tai muuhun kudokseen, pääasiassa vain pinnan alueella tapahtuvien reaktioiden kautta.
Suhteellisen biokompatibelit biokeraamit
Suhteellisen biokompatibelit biokeraamit säilyttävät fysikaaliset ja mekaaniset ominaisuutensa pitkäaikaisessa käytössä kehossa. Ne eivät liukene merkittävässä määrin, ovat korroosion- ja kulutuskestäviä, ja niiden kosketus kudoksiin rajoittuu yleensä mekaaniseen sopeutumiseen tai integroitumiseen ilman merkittäviä kemiallisia reaktioita. Alumiinioksidi, zirkoniumoksidi ja erilaiset hiilet, mukaan lukien pyrolyyttinen hiili, ovat erityisen tärkeitä tässä ryhmässä.
Alumiinioksidi, joka tunnetaan myös nimellä alumina (Al₂O₃), on yksi implantologian yleisimmin käytetyistä keraamisista materiaaleista. Biolääketieteellisissä sovelluksissa käytetään erittäin puhdasta alfa-muotoa, jonka Al₂O₃-pitoisuus on yli 99,5 % ja epäpuhtauksien, kuten piidioksidin ja alkalimetallien oksidien, määrä on rajoitettu kymmenesosaan prosentista. Alumiinioksidilla on romboedrinen kiderakenne, ja se esiintyy luonnossa safiirina tai rubiinina riippuen sen värin antavista epäpuhtauksista. Tämän materiaalin yksikiteisiä muotoja voidaan saada sulattamalla jauhetta asteittain kiteen siemenellä, josta kasvava kide ”vedetään”.
Alumiinioksidin mekaaniset ominaisuudet ovat vaikuttavat. Sen Youngin moduuli on useita satoja gigapascalia, taivutuslujuus yli 400 MPa ja kovuus 20–30 GPa. Jälkimmäinen arvo tarkoittaa, että alumiinioksidi on Mohsin asteikolla (9/10) erittäin korkealla, toiseksi korkeimmalla sijalla timantin jälkeen. Monikiteisen alumiinioksidin lujuus ja luotettavuus riippuvat kuitenkin merkittävästi raekoolta ja huokoisuudelta. Huokoisuuden vähentäminen ja hienorakeisen rakenteen käyttö lisäävät lujuutta ja vähentävät tulosten vaihtelua.
Tämä kovuuden, kulutuskestävyyden ja kemiallisen inertin yhdistelmä kehon ympäristössä tekee alumiinioksidista ensisijaisen materiaalin nivelendoproteesien liukuelementtien rakentamiseen, erityisesti lonkkaproteesien päihin, jotka ovat vuorovaikutuksessa erittäin korkean molekyylipainon polyeteenikuppien kanssa. Aivoihin asetettujen alumiinioksidi-implanttien tutkimukset eivät ole osoittaneet myrkyllisyyttä, hylkimisen merkkejä tai erittäin hyvää siedettävyyttä pitkän seuranta-ajan aikana. Alumiinioksidia käytetään myös hammasimplantteissa, luulevyissä ja -ruuveissa, välikorvan rekonstruktioissa sekä komponenteissa, jotka vaativat suurta kovuutta ja kemiallista inerttiyttä.
Toinen tärkeä materiaali tässä ryhmässä on zirkoniumoksidi (ZrO₂). Puhtaassa muodossaan sillä on monimutkainen vaihekaavio; eri lämpötiloissa se saa erilaisia kiderakenteita, joihin liittyy merkittäviä tilavuuden muutoksia. Tällainen vaihtelevuus on epäsuotuisaa mittatarkkuuden kannalta, minkä vuoksi käytännössä käytetään osittain stabiloitua zirkonia, johon on lisätty oksideja, kuten Y₂O₃. Tällaisten lisäaineiden ansiosta on mahdollista stabiloida korkean lämpötilan faaseja (tetragonaalisia tai kuutiomaisia) myös alemmissa lämpötiloissa, mikä parantaa rakenteen stabiilisuutta sintrauksen jälkeen.
Osittain stabiloitu zirkoniumoksidi on alumiinioksidia joustamattomampi, mikä tekee siitä hieman luun kaltaisen, mutta samalla se on erityisen murtumiskestävä. Tämä johtuu transformatiivisen vahvistumisen mekanismista;murtuman etenemisen lähellä tapahtuu paikallinen vaihemuutos, johon liittyy pieni tilavuuden kasvu, joka ”sulkee” murtuman ja estää sen etenemisen. Zirkoniumoksidin biologinen yhteensopivuus on erittäin hyvä, ja sen kitka- ja kulumisparametrit käytettäessä yhdessä UHMWPE:n kanssa ovat niin suotuisat, että tätä materiaalia on alettu käyttää nivelproteesien päissä ja muissa kuormitusta kantavissa osissa.
Erilaiset hiilen muodot ovat erityisen tärkeitä bioinerttien keraamien joukossa. Grafiitin, klassisen hiilen muodon, kiderakenne koostuu tasaisista, kuusikulmaisista atomiverkostoista, jotka on yhdistetty vahvoilla kovalenttisilla sidoksilla ja järjestetty kerroksiksi. Kerrosten välillä esiintyy heikompia vuorovaikutuksia, mikä helpottaa niiden liikkumista suhteessa toisiinsa ja selittää grafiitin voitelevuuden. Pyrolyyttisessä hiilessä tai lasimaisessa hiilessä nämä kuusikulmaiset kerrokset ovat osittain häiriintyneitä, epämuodostuneita ja sekoittuneet amorfisiin alueisiin. Makrotasolla tämä johtaa isotrooppisempiin mekaanisiin ominaisuuksiin.
Pyrolyyttinen hiili on erityisen arvokas implantologiassa, koska se on erittäin luja, sen kimmokerroin on hyvä ja se sopii erinomaisesti käyttöön veren kanssa. Tätä materiaalia käytetään useimmiten kaasuvaiheesta implanttien lopullisiin muotoihin, kuten sydänventtiilikomponentteihin tai verisuoniproteeseihin, levitettävänä pinnoitteena. Prosessiparametrit, kuten lämpötila, paine, kaasun koostumus, reaktorin geometria ja pinnoitusaika, mahdollistavat hiilen tiheyden, anisotropian, kiteiden koon ja vikojen esiintymisen erittäin tarkan säätämisen. Suurempi tiheys tarkoittaa yleensä suurempaa lujuutta ja kimmokerrointa, mikä on ratkaisevan tärkeää implanttien pitkäaikaisen turvallisuuden kannalta.
On myös hiili-hiilikomposiitteja, joissa hiilikuidut vahvistavat hiilimatriisia. Ne saavuttavat erittäin suuren lujuuden kuitujen suunnassa, mutta ovat selvästi anisotrooppisia ja huokoisia. Mekaanisesta näkökulmasta ne voivat olla houkuttelevia, mutta niiden käyttö vaatii erittäin huolellista kuormituksen jakautumisen suunnittelua kehossa.
Biohajoava biokeraamiikka
Monissa sovelluksissa tavoitteena ei ole kudoksen pysyvä korvaaminen, vaan väliaikainen vianpaikkaaminen, mekaanisen tuen tai lääkkeen antaminen, minkä jälkeen implantti tulisi korvata asteittain uudistuvalla emokudoksella. Tällaisissa tilanteissa ihanteellinen valinta on resorboituva keraaminen materiaali, joka hajoaa hallitusti.
Historiallisesti yksi ensimmäisistä tämän tyyppisistä materiaaleista oli kipsi eli kalsiumsulfaattidihydraatti, jota käytettiin jo 1800-luvun lopulla luun korvikkeena. Todellinen läpimurto tapahtui kuitenkin 1900-luvun jälkipuoliskolla, kun kehitettiin täysin synteettisiä kalsiumfosfaatteja ja monimutkaisemmat järjestelmät, kuten alumiini-kalsium-fosfaattikeraamit (ALCAP), sinkki-kalsium-fosfaatit (ZCAP), sinkki-sulfaatti-kalsium-fosfaatit (ZSCAP) ja rauta-kalsium-fosfaatit (FECAP).
Tämän ryhmän tärkein edustaja on hydroksiapatiitti (HA), joka on kemiallisesti samanlainen kuin luiden ja hampaiden mineraalifaasi. Sen kaava on samanlainen kuin Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ ja se kuuluu apatiittien perheeseen. Rakenteellisesti se muodostaa kuusikulmaisia prismoja, joissa hydroksyyli-ionit ovat järjestyneet pylväiksi c-akselia pitkin ja osa kalsiumioneista on sitoutunut niihin vahvasti. Jäljelle jäävät Ca²⁺-ionit täydentävät kidehilan ja varmistavat rakenteen vakauden. Kalsiumin ja fosforin moolisuhde on 10:6, ja teoreettinen tiheys on noin 3,2 g/cm³. OH⁻-ionien korvaaminen F⁻-ioneilla lisää kemiallista stabiilisuutta, mikä selittää, miksi fluori vahvistaa hammaskiillettä.
Hydroksiapatiitti on materiaali, jolla on poikkeuksellinen biologinen yhteensopivuus, koska sen rakenne ja kemiallinen koostumus muistuttavat läheisesti luonnollisen luukudoksen rakennetta ja koostumusta. Implantoinnin jälkeen rakeiden tai huokoisten lohkojen muodossa muodostuu nopeasti uutta luukudosta, ja implantin ja luun välinen raja on usein suora kemiallinen sidos ilman erillistä kuituista vyöhykettä.
Hydroksiapatiitin mekaaniset ominaisuudet voivat vaihdella merkittävästi valmistusmenetelmän, raekoon ja huokoisuuden mukaan. Kimmokerroin voi saavuttaa arvon, joka on verrattavissa luonnollisten kovien kudosten, kuten hammaskiilteen, dentiinin tai tiiviin luun, kimmokertoimeen. Tämä mahdollistaa implanttien suunnittelun, joiden jäykkyys on sovitettu ympäröivään kudokseen, mikä vähentää stressinsuojausilmiön, eli kuormituksen vähenemisen ja asteittaisen luukadon, riskiä.
Hydroksiapatiitin lisäksi β-kalsiumtrifosfaatti (β-TCP) on tärkeässä roolissa. Se on HA:ta liukoisempaa, mikä johtaa nopeampaan imeytymiseen elävässä kudoksessa, samalla kun se säilyttää hyvän osteokonduktiivisyyden. Tämä tekee materiaalista sopivan väliaikaisen luuvaurion täyteaineen, joka häviää vähitellen potilaan oman luun kasvaessa. Hydroksiapatiitin tavoin TCP valmistetaan usein märkäprosessilla sopivista kalsium- ja fosfaattisuoloista, minkä jälkeen se kalsinoidaan ja sintrataan. Se voi muodostaa komposiitteja aminohappojen, kuten kysteiinin, kanssa, jotka sekoitettuna veteen sitoutuvat ja kovettuvat implantaatiokohdassa, jolloin materiaali voi muodostua suoraan luun puutteeseen.
Monimutkaisemmat keraamiset järjestelmät, kuten ALCAP, ZCAP, ZSCAP ja FECAP, ovat yleensä monivaiheisia. Tämä tarkoittaa, että niiden rakenne sisältää useita erilaisia kidevaiheita, joiden liukoisuus ja resorptioaste (imeytymisnopeus) vaihtelevat. Tämä rakenne mahdollistaa materiaalien suunnittelun, jotka hajoavat useissa vaiheissa: jotkut vaiheet häviävät nopeammin, toiset hitaammin, ja tämän prosessin aikana vapautuu biologisesti tärkeitä ioneja, kuten sinkkiä tai rautaa. Niitä voidaan käyttää myös lääkeaineiden kantajina, vaikuttava aine suljetaan keraamiseen matriisiin ja vapautuu vähitellen implantin imeytyessä.
Mielenkiintoinen esimerkki luonnossa esiintyvästä resorboituvasta materiaalista on korallina, eli korallien luuranko, joka koostuu pääasiassa aragoniitin muodossa olevasta kalsiumkarbonaatista. Yksittäiset korallilajit muodostavat ainutlaatuisia, kolmiulotteisia huokoisia rakenteita, jotka muistuttavat trabekulaarista luuta koon ja huokosten jakautumisen suhteen. Tämä tekee Biocoralin kaltaisista materiaaleista ihanteellisia luuvaurioiden täyttämiseen. Kalsiumkarbonaatti resorboituu asteittain ja korvautuu luulla. Lisäksi korallien luurangot voidaan hydrotermisesti muuntaa hydroksiapatiitiksi säilyttäen niiden luonnollisen huokosrakenteen, jolloin yhdistyvät luun kanssa kemiallisesti hyvin samankaltaisen materiaalin edut ja erittäin suotuisa tilallinen mikrorakenne.
Bioaktiiviset pintareaktiiviset biokeraamit
Reagoimattomien keraamien ja nopeammin resorboituvien materiaalien välillä on kolmas, erittäin tärkeä ryhmä; bioaktiiviset biokeraamit, eli pintareaktiiviset lasit, lasikeramiikka ja tietyt hydroksiapatiitin muodot. Niiden erityispiirre on, että vaikka materiaalin tilavuus pysyy suhteellisen vakaana, pinta reagoi aktiivisesti kehon nesteiden kanssa muodostaen kerroksen, joka voi luoda vahvan kemiallisen sidoksen luuhun.
Tyypillinen esimerkki ovat bioaktiiviset silikaattilasit, kuten Bioglass-tuoteperheen materiaalit, ja niiden kiteytyneet vastineet – lasikeraamit. Nämä järjestelmät perustuvat piidioksidiin (SiO₂) ja niihin lisättyihin kalsiumoksidi-, natriumoksidi- ja fosforioksidilisäaineisiin (V). Implantoinnin jälkeen tällaisissa materiaaleissa tapahtuu sarja reaktioita: ensin Na⁺- ja Ca²⁺-ionit vaihtuvat ympäristön kanssa, mikä aiheuttaa paikallisen muutoksen pH-arvossa ja ionien aktiivisuudessa. Seuraavaksi muodostuu piidioksidipitoinen geelikerros, jolle saostuu kalsiumfosfaatteja, jotka ajan mittaan muuttuvat apatiittia muistuttavaksi rakenteeksi. Tämä pinnallinen apatiittikerros mahdollistaa luun kiinnittymisen suoraan lasiin ilman kuitumaisen kudoksen välitystä.
Lasin biologinen aktiivisuus riippuu voimakkaasti sen kemiallisesta koostumuksesta, pääasiassa SiO₂-pitoisuudesta ja CaO-, Na₂O- ja P₂O₅-osuuksista. On olemassa tietty koostumusalue, jossa sekä piidioksidi- että fosfaattikerros muodostuvat samanaikaisesti. Tämän alueen ulkopuolella materiaali on joko liian reaktiivista muodostamaan kestävää sidettä kudoksen kanssa tai liian alttiita liukenemiselle.
Lasikeraamit, kuten kiteytynyt Bioglass tai Ceravital, valmistetaan valvotun lasikiteytyksen tuloksena. Tuotannon aikana materiaali käy läpi sarjan lämpökäsittelyjä, jotka johtavat valtavan määrän pieniä kiteitä (halkaisijaltaan muutaman mikrometrin) muodostumiseen, jotka jakautuvat tasaisesti koko tilavuuteen. Tämän seurauksena lasikeraamit yhdistävät suuren tiheyden, suuren lujuuden, hyvän naarmuuntumattomuuden ja sopivat lämpöominaisuudet. Huolellisesti valittu koostumus mahdollistaa bioaktiivisuuden säilyttämisen ja parantaa samalla mekaanisia parametreja verrattuna puhtaasti amorfiseen lasiin.
Näistä eduista huolimatta bioaktiivinen lasi ja lasikeraamit ovat edelleen suhteellisen hauraita materiaaleja. Niiden vetolujuus on parantunut, mutta se on edelleen liian alhainen, jotta niitä voitaisiin käyttää itsenäisinä komponentteina suurissa, kuormitusta kantavissa implanteissa, kuten nivelproteesien varressa. Niitä käytetään kuitenkin laajalti metallisten implanttien pinnoitteina, joissa ne muodostavat suoran yhteyden luuhun, sekä täyteaineina hammaskomposiiteissa, välikorvan rekonstruktiomateriaaleissa ja pienissä kallon implanteissa.
Keraamisten osien kuluminen ja väsyminen kehossa
Keraamisia implantteja suunniteltaessa on tärkeää ottaa huomioon paitsi materiaalin ominaisuudet välittömästi valmistuksen jälkeen, myös se, miten nämä ominaisuudet muuttuvat ajan myötä biologisen ympäristön ja mekaanisten kuormitusten vaikutuksesta.
Imukyvyttömässä keramiikassa staattinen ja dynaaminen väsymys ovat merkittävässä roolissa. Fysiologisia olosuhteita vastaavassa vesiympäristössä vesi voi nopeuttaa olemassa olevien mikrohalkeamien kasvua. Jos materiaali sisältää lisäaineita, jotka helpottavat veden kukeutumista, tämä voi johtaa lujuuden asteittaiseen heikkenemiseen pitkäaikaisessa kuormituksessa, vaikka jännitykset olisivatkin pienempiä kuin lyhytaikaisessa testissä määritetty lujuusraja. Tätä ilmiötä on tutkittu yksityiskohtaisesti muun muassa alumiinioksidissa, jossa on havaittu yhteys veden vaikutuksen jälkien esiintymisen ja lujuuden heikkenemisen välillä murtopinnalla.
Keraamisten materiaalien käyttäytymistä kuvataan usein tilastollisilla lujuusmalleilla, kuten Weibull-jakaumalla, jossa murtumisen todennäköisyys riippuu vakiomittakaavasta ja muodon parametrista m. Mitä suurempi parametrin m arvo on, sitä pienempi on lujuuden hajonta ja sitä paremmin materiaalin käyttäytyminen on ennustettavissa, mikä on ratkaisevan tärkeää implanttikomponenttien suunnittelussa. Kestävyystestit, joissa valmiit komponentit altistetaan odotettua käyttökuormitusta suuremmille rasituksille, ovat myös käytännöllinen luotettavuustekniikan työkalu. Heikommat näytteet tuhoutuvat testauksen aikana, ja jäljelle jääneille voidaan määrittää odotettu vähimmäiskäyttöikä tietyllä kuormitustasolla.
Metallien hiilipinnoitteiden osalta kestävyystestit ovat osoittaneet, että pinnoitteen eheys riippuu suuresti alustan käyttäytymisestä. Jos metallialusta ei käy läpi merkittävää plastista muodonmuutosta, pyrolyyttinen hiili voi pysyä ehjänä jopa erittäin suurilla kuormitusjaksoilla, mikä on erityisen tärkeää pinnoitettujen sydänläppien tai verisuoniproteesien kannalta.
Biokeraamiikan valmistustekniikat
Biokeraamiikan valmistustekniikan valinta riippuu suurelta osin implantin käyttötarkoituksesta. Jos tavoitteena on korvata kova kudos ja siirtää mekaanisia kuormia, etusijalla ovat suuri tiheys ja lujuus sekä sopiva kimmokerroin. Sovelluksissa, joissa kudoksen integrointi ja voimakas vaskularisaatio ovat tärkeimpiä, avoin huokoisuus ja oikea huokoskokoinen jakautuma ovat avainasemassa.
Implanttien valmistuksessa käytetään tekniikoita, kuten ruiskupuristusta, geelivalua ja mikroemulsiomenetelmiä, joiden avulla voidaan saavuttaa suuri tiheys (yli 97–99 % teoreettisesta tiheydestä) suhteellisen alhaisella huokoisuudella. Asianmukaisesti valitut lisäaineet, kuten natriumfosfaatit, litium tai osittain stabiloitu zirkoniumoksidi, voivat parantaa sintrattavuutta, lisätä mikrokovuutta ja murtumiskestävyyttä sekä vaikuttaa mikrorakenteen kehittymiseen sintrauksen aikana. On aina pidettävä mielessä, että liian monet lisäaineet tai niiden epäasianmukainen valinta voivat johtaa biologisesti yhteensopimattomien tai liian liukoisten vaiheiden muodostumiseen.
Jos tavoitteena on nopea integroituminen luuhun ja muihin kudoksiin, keraamiset materiaalit suunnitellaan siten, että niiden huokoisuus on suuri ja huokosten halkaisija on sellainen, että verisuonet ja solut pääsevät tunkeutumaan niihin (yleensä vähintään useita kymmeniä mikrometrejä). Tässä käytetään muun muassa tärkkelyksen konsolidointimenetelmää, jossa tärkkelysrakeet sekoitetaan keraamiseen liuokseen ja turpoavat kuivumisen aikana. Sintrauksen aikana tärkkelys palaa pois, jättäen huokoset jälkeensä. Säätämällä tärkkelyksen osuutta seoksessa on mahdollista hallita tarkasti lopullista huokoisuutta ja huokosten kokojakaumaa, jolloin saadaan rakenteita, joiden huokoset ovat muutamasta mikrometristä kymmeniä mikrometrejä.
Toinen tekniikka on tippavalutus, jossa tippoja tai rakeita muodostetaan hydroksiapatiitti-liuoksesta esimerkiksi tiputtamalla niitä erityisiin muotteihin tai nestemäiseen typpeen. Kuivauksen, kalsinoinnin ja sintrauksen jälkeen saadaan huokoisia HA-rakeita, joita voidaan käyttää luuvaurioiden täyteaineina. Prosessin yksityiskohdista riippumatta tavoitteena on luoda rakenne, joka on riittävän vahva kestämään implantoinnin ja varhaisen paranemisvaiheen ja joka samalla kulkeutuu hyvin kudoksiin.
Yhteenveto – Keramiikka biolääketieteellisenä materiaalina
Biokeraamit ovat tällä hetkellä yksi tärkeimmistä lääketieteessä käytettävistä biomateriaaleista. Niihin kuuluvat suhteellisen bioinertit oksidikeraamit, kuten alumiinioksidi ja zirkoniumoksidi, sekä resorboituvat kalsiumfosfaatit, korallipohjaiset rakenteet, sinkkiä tai rautaa sisältävät monikomponenttijärjestelmät sekä bioaktiiviset lasit ja lasikeraamit. Jokaisella näistä materiaaleista on oma ”roolinsa” kehossa: jotkut on tarkoitettu vakaiksi, pitkäaikaisiksi luun korvikkeiksi, toiset antamaan vähitellen tilaa uudelle kudokselle ja kolmannet toimimaan vahvana kemiallisena ankkurina luuhun kiinnitetyille luuimplanteille.
Biokeraamisten materiaalien suunnittelun ydin on kemiallisen koostumuksen, kiderakenteen, mikrorakenteen, valmistusmenetelmän ja biologisessa ympäristössä tapahtuvan käyttäytymisen välisen suhteen ymmärtäminen. Nykyaikaisissa implanteissa yhdistellään usein erilaisia materiaaleja: metallia kuormituksen kantamiseen, bioaktiivista keraamia kestävään kiinnittymiseen luuhun, resorboituvia tukirakenteita uudistumisen tukemiseen ja hiilipinnoitteita komponentteihin, jotka joutuvat kosketuksiin veren kanssa. Biokeraamit eivät ole enää vain ”kova materiaali”, vaan ne ovat tarkasti suunniteltuja työkaluja kudostekniikkaan ja implantologiaan, joiden avulla voidaan yhä paremmin jäljitellä kehon kudosten biologisia toimintoja ja rakennetta.
