Keramik som biomedicinskt material
Innehållsförteckning
Keramik förknippas vanligtvis med porslin, glas eller arkitektoniska element. Inom biomedicinsk teknik har termen dock en mycket bredare betydelse. Keramik är oorganiska, icke-metalliska material vars huvudkomponenter vanligtvis är metalloxider, silikater, karbider eller nitrider. De kännetecknas av hög hårdhet, hög tryckhållfasthet, hög smältpunkt och mycket låg elektrisk och termisk ledningsförmåga. På atomnivå beror deras egenskaper främst på förekomsten av joniska eller kovalenta bindningar och det begränsade antalet möjliga glidplan i kristallgittret. Det är därför som keramik, till skillnad från metaller, inte lätt utsätts för plastisk deformation.
Den huvudsakliga konsekvensen av denna struktur är bräcklighet. Keramik tenderar att spricka när det förekommer mikrosprickor, inneslutningar eller skarpa skåror. Istället för att deformeras gradvis, som metaller gör, bryts de plötsligt och relativt våldsamt när spänningen nära en befintlig defekt överskrider ett kritiskt värde. Detta förklarar varför deras draghållfasthet är mycket lägre än deras tryckhållfasthet. Intressant nog kan keramik under idealiska förhållanden, när materialet är praktiskt taget felfritt, vara extremt starkt – ett exempel är glasmikrofibrer med en draghållfasthet på flera gigapascal, vilket överstiger hållfastheten hos många höghållfasta stål.
Keramik är också ett material som praktiskt taget inte kryper vid rumstemperatur. Medan metaller kan deformeras gradvis under långvarig belastning, behåller keramik, tack vare sin styva bindningsstruktur, sin dimensionella stabilitet tills en spricka uppstår. Denna egenskap är både en fördel när det gäller stabil lastöverföring och en nackdel, eftersom oförmågan att ”frigöra” spänningar genom plastisk deformation främjar plötsliga brott.
Ämnesområdet biokeramik uppstod när keramik började användas medvetet för kontakter med kroppsvävnader. Det visade sig att lämpligt utvalda keramiska kompositioner inte bara kan användas inom elektronik eller högtemperaturindustrin, utan också för att ersätta benfragment, återuppbygga tänder, konstruera ledimplantat och till och med element som kommer i kontakt med blod, såsom artificiella hjärtklaffar. Flera grundläggande biologiska kriterier måste dock uppfyllas.
För att ett keramiskt material ska kunna betraktas som biokeramiskt måste det vara giftfritt, icke-cancerframkallande, icke-allergiframkallande, inte orsaka kroniska inflammatoriska reaktioner, vara biokompatibelt och behålla sin biofunktionalitet under hela den förväntade implantationsperioden. Med andra ord får det inte orsaka skada, måste uppfylla sin mekaniska eller biologiska funktion och får inte brytas ned på ett oförutsägbart sätt.
På grundval av detta delas biokeramik in i tre huvudklasser. Den första klassen består av icke-absorberbar keramik, det vill säga relativt biokompatibel keramik, som efter implantation praktiskt taget inte löses upp eller genomgår några betydande strukturella förändringar och som är utformad för att fungera i många år. Den andra gruppen består av biologiskt nedbrytbar (resorberbar) keramik, som är utformad för att gradvis ersättas av värdens växande vävnad. Den tredje kategorin består av bioaktiv, ytreaktiv biokeramik, vars uppgift är att bilda en stark kemisk bindning med ben eller annan vävnad, främst genom reaktioner som endast sker i ytzonen.
Relativt biokompatibla biokeramer
Relativt biokompatibla biokeramiska material behåller sina fysikaliska och mekaniska egenskaper under långvarig användning i kroppen. De löses inte upp i någon betydande utsträckning, är resistenta mot korrosion och slitage, och kontakten med vävnaderna innebär vanligtvis mekanisk anpassning eller integration utan betydande kemiska reaktioner. Aluminiumoxid, zirkoniumoxid och olika typer av kol, inklusive pyrolytiskt kol, är särskilt viktiga i denna grupp.
Aluminiumoxid, även känt som korund (Al₂O₃), är ett av de mest använda keramiska materialen inom implantologi. I biomedicinska tillämpningar används en alfa-variant med hög renhet, där Al₂O₃-halten överstiger 99,5 % och mängden föroreningar, såsom kiseldioxid och alkalioxider, är begränsad till några tiondelar av en procent. Aluminiumoxid har en romboedrisk kristallstruktur och förekommer naturligt som safir eller rubin, beroende på vilka färggivande föroreningar som finns. Enkristallina former av detta material kan erhållas genom att gradvis smälta pulver på en kristallkärna, från vilken den växande kristallen ”dras”.
Aluminiumoxidens mekaniska egenskaper är imponerande. Dess elasticitetsmodul (Youngs modul) når flera hundra gigapascal, dess böjhållfasthet överstiger 400 MPa och dess hårdhet varierar mellan 20 och 30 GPa. Det senare värdet innebär att aluminiumoxid rankas mycket högt på Mohs skala (9/10), näst efter diamant. Styrkan och tillförlitligheten hos polykristallint aluminiumoxid beror dock i hög grad på kornstorlek och porositet. Genom att minska porositeten och använda en finkornig struktur ökar styrkan och spridningen av resultaten minskar.
Denna kombination av hårdhet, slitstyrka och kemisk inerthet i kroppens miljö gör aluminiumoxid till det material som föredras för konstruktion av glidelement i ledproteser, särskilt höftproteshuvuden som interagerar med kupor av polyeten med ultrahög molekylvikt. Studier av aluminiumoxidimplantat som införts i skallen har inte visat på någon toxicitet, tecken på avstötning samt haft mycket god tolerans under långa observationsperioder. Aluminiumoxid har också hittat tillämpningsområden inom tandimplantat benplattor och skruvar, mellanöratsrekonstruktioner samt komponenter som kräver hög hårdhet och kemisk inerthet.
Det andra viktiga materialet i denna grupp är zirkoniumoxid (ZrO₂). I sin rena form har det ett komplext fasdiagram – vid olika temperaturer antar det olika kristallstrukturer, åtföljda av betydande volymförändringar. En sådan variabilitet är ogynnsam ur dimensionsstabilitetssynpunkt, varför man i praktiken snarare använder zirkoniumoxid som delvis stabiliserats med oxider såsom Y₂O₃. Tack vare sådana tillsatser är det möjligt att stabilisera högtemperaturfaser (tetragonala eller kubiska) även vid lägre temperaturer, vilket förbättrar strukturens stabilitet efter sintring.
Delvis stabiliserad zirkoniumoxid har en lägre elasticitetsmodul än aluminiumoxid, vilket gör den något mer lik ben, samtidigt som den uppvisar särskilt god motståndskraft mot brott. Detta beror på mekanismen för transformationsförstärkning – en lokal fasövergång inträffar nära det spridande brottet, åtföljt av en liten volymökning, som ”stänger” brottet och hindrar dess vidare tillväxt. Zirkoniumoxid har mycket god biokompatibilitet, och dess friktions- och slitageparametrar vid användning med UHMWPE (polyeten med ultrahög molekylvikt) är så gynnsamma att detta material har hittat tillämpning i ledproteshuvuden och andra belastningsbärande element.
Olika former av kol spelar en särskild roll bland bioinert keramik. Kristallstrukturen hos grafit, en klassisk form av kol, består av plana, hexagonala nätverk av atomer som är förbundna med starka kovalenta bindningar, som är ordnade i lager. Svagare växelverkan förekommer mellan lagren, vilket underlättar deras rörelse i förhållande till varandra och förklarar grafitens smörjförmåga. I material som pyrolytiskt kol eller glasartat kol är dessa hexagonala skikt delvis störda, deformerade och blandade med amorfa områden. På makroskalan leder detta till mer isotropa mekaniska egenskaper.
Pyrolytiskt kol är särskilt värdefullt inom implantologi, eftersom det kännetecknas av hög hållfasthet, god elasticitetsmodul och utmärkt blodkompatibilitet. Detta material används oftast som en beläggning som appliceras från gasfasen på implantatens slutliga former, till exempel hjärtventilkomponenter eller vaskulära proteser. Processparametrar som temperatur, tryck, gassammansättning, reaktorgeometri och deponeringstid möjliggör mycket precis justering av densitet, anisotropi, kristallitstorlek och förekomst av defekter i kolet. Högre densitet innebär vanligtvis högre hållfasthet och elasticitetsmodul, vilket är avgörande för implantatens långsiktiga säkerhet.
Det finns också kol-kolkompositer, där kolfibrer förstärker kolmatrisen. De uppnår mycket hög hållfasthet längs fibrerna, men är tydligt anisotropa och porösa. Ur mekanisk synvinkel kan de vara attraktiva, men deras användning kräver extremt noggrann planering av lastfördelningen i kroppen.
Biologiskt nedbrytbar biokeramik
I många tillämpningar är målet inte att permanent ersätta vävnad, utan att tillfälligt fylla en defekt, ge mekaniskt stöd eller tillföra ett läkemedel, varefter implantatet gradvis ska ersättas av regenererad värdvävnad. I sådana situationer är resorberbara keramer, som bryts ned på ett kontrollerat sätt, det idealiska valet.
Historiskt sett var ett av de första materialen av denna typ gips, eller kalciumsulfatdihydrat, som redan i slutet av 1800-talet användes som ett bensubstitut. Det verkliga genombrottet kom dock under andra hälften av 1900-talet, när helt syntetiska kalciumfosfater och mer komplexa system såsom aluminium-kalcium-fosfatkeramik (ALCAP), zink-kalcium-fosfat (ZCAP), zinksulfat-kalcium-fosfat (ZSCAP) och järn-kalcium-fosfat (FECAP) utvecklades.
Den viktigaste representanten för denna grupp är hydroxiapatit (HA), som kemiskt liknar mineralfasen i ben och tänder. Den har en formel som liknar Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ och tillhör apatitfamiljen. Strukturellt bildar den hexagonala prismor där hydroxyljoner är ordnade i kolumner längs c-axeln, och några av kalciumjonerna är starkt bundna till dem. De återstående Ca²⁺-jonerna kompletterar kristallgittret och säkerställer strukturens stabilitet. Det molära förhållandet mellan kalcium och fosfor är 10:6, och den teoretiska densiteten är nära 3,2 g/cm³. Ersättningen av OH⁻-joner med F⁻-joner resulterar i ökad kemisk stabilitet, vilket förklarar varför fluoridering stärker tandemaljen.
Hydroxiapatit är ett material med enastående biokompatibilitet, eftersom dess struktur och kemiska sammansättning nära liknar den hos naturlig benvävnad. Efter implantation i form av granulat eller porösa block bildas snabbt nytt spongiöst ben, och gränsen mellan implantatet och benet tar ofta formen av en direkt kemisk bindning, utan någon tydlig fibrös zon.
De mekaniska egenskaperna hos hydroxiapatit kan variera avsevärt beroende på tillverkningsmetod, kornstorlek och porositet. Elasticitetsmodulen kan nå ett värde som är jämförbart med det hos naturliga hårda vävnader såsom emalj, dentin eller kompakt ben. Detta möjliggör konstruktion av implantat vars styvhet är anpassad till den omgivande vävnaden, vilket minskar risken för det negativa fenomenet som kallas stressavskärmning, det vill säga avlastning och gradvis benförlust.
Förutom hydroxiapatit spelar β-kalciumtrifosfat (β-TCP) en viktig roll. Det är mer lösligt än HA, vilket resulterar i snabbare resorption in vivo, samtidigt som det bibehåller god osteokonduktivitet. Detta gör materialet väl lämpat som ett tillfälligt fyllmedel för bendefekter, som gradvis försvinner när patientens eget ben växer. Liksom hydroxiapatit produceras TCP ofta genom våtsyntes från lämpliga kalcium- och fosfatsalter, följt av kalcinering och sintring. Det kan bilda kompositer med aminosyror som cystein, som när de blandas med vatten binder och härdar på implantationsstället, vilket gör att materialet kan bildas direkt i defekten.
Mer komplexa keramiska system, såsom ALCAP, ZCAP, ZSCAP och FECAP, är vanligtvis flerfasiga. Detta innebär att deras struktur innehåller flera olika kristallina faser med varierande löslighet och resorptionshastigheter. Denna struktur möjliggör utformning av material som bryts ned i flera steg: vissa faser försvinner snabbare, andra långsammare, och under denna process frigörs biologiskt viktiga joner, såsom zink eller järn. De kan också användas som läkemedelsbärare – den aktiva substansen innesluts i en keramisk matris och frigörs gradvis när implantatet resorberas.
Ett intressant exempel på ett naturligt förekommande resorberbart material är corallina,det vill säga korallernas skelett, som huvudsakligen består av kalciumkarbonat i form av aragonit. Enskilda korallarter bildar unika, tredimensionella porösa strukturer som liknar trabekulärt ben i fråga om storlek och porfördelning. Detta gör material som Biocoral idealiska för att fylla bendefekter. Kalciumkarbonat genomgår gradvis resorption och ersätts av ben. Dessutom kan korallskelett omvandlas hydrotermiskt till hydroxiapatit samtidigt som de behåller sin naturliga porarkitektur, vilket kombinerar fördelarna med nära kemisk likhet med ben med en mycket gynnsam rumslig mikrostruktur.
Bioaktiva ytreaktiva biokeramiska material
Mellan extremt inerta keramer och snabbare resorberbara material finns en tredje, extremt viktig grupp – bioaktiva biokeramer, det vill säga ytreaktiva glas, glaskeramer och vissa former av hydroxiapatit. Deras särskilda egenskap är att även om materialets volym förblir relativt stabil, reagerar ytan aktivt med kroppsvätskor och bildar ett skikt som kan skapa en stark kemisk bindning med ben.
Ett klassiskt exempel är bioaktiva silikatglas, såsom material från Bioglass-familjen, och deras kristalliserade motsvarigheter – glaskeramik. Dessa system är baserade på kiseldioxid (SiO₂) med tillsatser av kalciumoxid, natriumoxid och fosfor(V)oxid. Efter implantation i kroppen sker en serie av reaktioner på ytan av sådana material: först utbyts Na⁺- och Ca²⁺-joner med omgivningen, vilket orsakar en lokal förändring i pH och jonaktivitet. Därefter bildas ett gelskikt rikt på kiseldioxid, på vilket kalciumfosfater fälls ut, som med tiden omvandlas till en struktur som liknar apatit. Detta ytliga apatitskikt gör att benet kan förankras direkt i glaset, utan att fibrös vävnad behöver fungera som mellanhand.
Glasets bioaktivitet är starkt beroende av dess kemiska sammansättning, främst SiO₂-halten och proportionerna av CaO, Na₂O och P₂O₅. Det finns ett specifikt sammansättningsintervall där både ett kiseldioxid- och ett fosfatskikt bildas samtidigt. Utanför detta intervall är materialet antingen för reaktionssvagt för att bilda en hållbar bindning med vävnad eller för känsligt för upplösning.
Glaskeramik, såsom kristalliserat Bioglass eller Ceravital, tillverkas genom kontrollerad glaskristallisering. Under tillverkningen genomgår materialet en serie värmebehandlingar som leder till bildandet av ett stort antal små kristalliter (med diametrar på en bråkdel av en mikrometer) som är jämnt fördelade över hela volymen. Som ett resultat kombinerar glaskeramik hög densitet, hög hållfasthet, god reptålighet och lämpliga termiska egenskaper. En noggrant utvald sammansättning gör det möjligt att bibehålla bioaktiviteten samtidigt som de mekaniska parametrarna förbättras jämfört med rent amorft glas.
Trots dessa fördelar är bioaktivt glas och glaskeramik fortfarande relativt spröda material. Deras draghållfasthet har visserligen förbättrats, men är fortfarande för låg för att kunna användas som fristående komponenter i stora, bärande implantat såsom protesstammar för leder. De används dock i stor utsträckning som beläggningar på metallimplantat, där de bildar en direkt förbindelse med benet, samt som fyllmedel i tandkompositer, material för rekonstruktion av mellanörat och små kranieimplantat.
Försämring och utmattning av keramik i kroppen
Vid utformningen av keramiska implantat är det viktigt att inte bara beakta materialets egenskaper direkt efter tillverkningen, utan också hur dessa egenskaper förändras över tid under påverkan av den biologiska miljön och mekaniska belastningar.
I icke-absorberande keramik spelar statisk och dynamisk utmattning en viktig roll. I en våt miljö, som motsvarar fysiologiska förhållanden, kan vatten påskynda tillväxten av befintliga mikrosprickor. Om materialet innehåller tillsatser som underlättar vattenpenetration kan detta leda till en gradvis minskning av hållfastheten vid långvarig belastning, även om påfrestningarna är lägre än den hållfasthetsgräns som fastställts i ett kortvarigt test. Detta fenomen har studerats i detalj i bland annat aluminiumoxid, där man har observerat sambandet mellan förekomsten av spår av vattenpåverkan på brottytan och minskningen av hållfastheten.
Statistiska hållfasthetsmodeller, såsom Weibull-fördelningen, används ofta för att beskriva keramikens beteende, där sannolikheten för brott beror på en konstant skala och formparameter m. Ju högre värdet på parametern m är, desto mindre är hållfasthetsspridningen och desto större är förutsägbarheten för materialets beteende, vilket är avgörande vid konstruktionen av implantatkomponenter. Kontrollprovningar, där färdiga komponenter utsätts för påkänningar som är högre än de förväntade driftsbelastningarna, är också ett praktiskt verktyg för tillförlitlighetsteknik. Svagare provkroppar förstörs under provningen, och för de återstående kan den minsta förväntade livslängden vid en given belastningsnivå bestämmas.
När det gäller kolbeläggningar på metaller har utmattningstester visat att beläggningens integritet är starkt beroende av substratets beteende. Om metallsubstratet inte genomgår någon betydande plastisk deformation kan pyrolytiskt kol förbli intakt även vid ett mycket stort antal belastningscykler, vilket är särskilt viktigt för belagda hjärtventiler eller vaskulära proteser.
Tillverkningstekniker för biokeramik
Valet av tillverkningsteknik för biokeramik beror till stor del på implantatets avsedda användningsområde. Om målet är att ersätta hård vävnad och överföra mekaniska belastningar, kommer hög densitet, hög hållfasthet och lämplig elasticitetsmodul att prioriteras. I tillämpningar där vävnadsintegration och intensiv vaskularisering är viktigast, spelar hög öppen porositet och rätt porstorleksfördelning en avgörande roll.
Stödjande implantat använder tekniker såsom formsprutning, gelgjutning och mikroemulsionsmetoder, vilket möjliggör hög densitet (över 97–99 % av den teoretiska densiteten) med relativt låg porositet. Lämpligt valda tillsatser, inklusive natriumfosfater, litium eller delvis stabiliserad zirkoniumoxid, kan förbättra sintringsförmågan, öka mikrohårdheten och brottmotståndet samt påverka mikrostrukturens utveckling under sintringen. Man bör alltid ha i åtanke att för många tillsatser eller ett olämpligt val av tillsatser kan leda till bildandet av icke-biokompatibla eller alltför lösliga faser.
Om målet är snabb integration med ben och andra vävnader, utformas keramiken så att den har hög öppen porositet, med porer vars diameter gör det möjligt för blodkärl och celler att tränga igenom (vanligtvis minst flera dussin mikrometer). Här används bland annat stärkelsekonsolideringsmetoden, där stärkelsekorn blandas med en keramisk suspension och sedan sväller under torkningen. Under sintringen brinner stärkelsen bort och lämnar porer efter sig. Genom att justera andelen stärkelse i blandningen är det möjligt att exakt kontrollera den slutliga porositeten och porstorleksfördelningen, vilket ger strukturer med porer som sträcker sig från några få mikrometer till tiotals mikrometer.
En annan teknik är droppgjutning, där droppar eller granulat bildas från en hydroxiapatitsuspension, till exempel genom att droppa dem på speciella formar eller i flytande kväve. Efter torkning, kalcinering och sintring erhålls porösa HA-granulat som kan användas som fyllmedel för bendefekter. Oavsett processens detaljer är målet att skapa en struktur som är tillräckligt stark för att klara implantation och den tidiga läkningsfasen, samtidigt som den ger en hög grad av vävnadsgenomträngning.
Sammanfattning – Keramik som biomedicinskt material
Biokeramik är för närvarande en av de viktigaste grupperna av biomaterial som används inom hälsovård. De omfattar relativt bioinert oxidkeramik, såsom aluminiumoxid och zirkoniumoxid, samt resorberbara kalciumfosfater, korallbaserade strukturer, flerkomponentsystem som innehåller zink eller järn, samt bioaktiva glas och glaskeramik. Var och en av dessa material har sin egen ”roll” att spela i kroppen: vissa är avsedda att vara stabila, långvariga benersättningar, andra att gradvis ge vika för ny vävnad och ytterligare andra att ge ett starkt kemiskt fäste för implantat i ben.
Nyckeln till att designa biokeramik är att förstå sambandet mellan kemisk sammansättning, kristallstruktur, mikrostruktur, tillverkningsmetod och beteende i en biologisk miljö. Moderna implantat kombinerar ofta olika material: metall för belastning, bioaktiv keramik för en hållbar bindning med ben, resorberbara stommar för att stödja regenerering och kolbeläggningar i komponenter som kommer i kontakt med blod. Biokeramik är inte längre bara ett ”hårt material” – idag är det ett precisionsdesignat verktyg för vävnadsteknik och implantologi, som möjliggör en allt bättre imitation av kroppens vävnaders biologiska funktioner och struktur.
