MATERIA Y CERAMICZNE /CERAMIC MATERIALS/, 63, 4, (2011),

MATERIA Y CERAMICZNE /CERAMIC MATERIALS/, 63, 4, (2011), 758-764 www.ptcer.pl/mccm Wp yw obróbki cieplnej hydroksyapatytu dotowanego tytanem (TiHA) na w a ciwo ci i zachowanie w warunkach in vitro kompozytów na bazie siarczanu(vi) wapnia i TiHA JOANNA CZECHOWSKA*, ZOFIA PASZKIEWICZ, ANETA ZIMA, DAWID PIJOCHA, ANNA LÓSARCZYK Akademia Górniczo-Hutnicza, Wydzia In ynierii Materia owej i Ceramiki, KTCiMO, al. Mickiewicza, 30-059 Kraków *e-mail: jczech@agh.edu.pl Streszczenie W ostatnich latach coraz wi ksze zainteresowane budz biomateria y do wype niania ubytków kostnych wykazuj ce w a ciwo ci wi - ce in situ. Obecnie na rynku dost pnych jest wiele komercyjnych produktów, jednak wci nie ustaj próby zmierzaj ce do wytworzenia nowego substytutu kostnego, o ulepszonych w a ciwo ciach mechanicznych i biologicznych. Materia y oparte na fosforanach(v) wapnia (w cznie z hydroksyapatytem, HA) ciesz si szczególnym zainteresowaniem ze wzgl du na ich doskonal biozgodno oraz bioaktywno. Siarczan(VI) wapnia od szeregu lat u ywany jest do celów klinicznych, a jako wype niacz kostny jest dobrze tolerowalny przez organizm. W obecnych badaniach opracowano dwufazowy, wi cy substytut kostny na bazie siarczanu(vi) wapnia oraz dotowanego tytanem hydroksyapatytu. Do wytworzenia tego biomateria u u yto pó wodnego siarczanu(vi) wapnia (CSH) oraz trzech proszków hydroksyapatytowych dotowanych tytanem (TiHA): surowego oraz kalcynowanych w 800 i 1250 C. Celem bada by o okre lenie wp ywu obróbki cieplnej hydroksyapatytu dotowanego tytanem na czas wi zania, w a ciwo ci mechaniczne oraz zachowanie w warunkach in vitro w sztucznym osoczu krwi (SBF) kompozytu opartego na siarczanie(vi) wapnia i TiHA. Rezultaty bada wskazuj, e materia y wi ce TiHA-CS s biokompatybilne, atwo kszta towalne oraz posiadaj potencjalne zastosowanie do uzupe niania ubytków kostnych. S owa kluczowe: fosforany(v) wapnia, hydroksyapatyt, siarczan(vi) wapnia, biomateria, cementy kostne INFLUENCE OF HEAT TREATMENT OF TITANIUM-DOPED HYDROXYAPATITE (TiHA) ON PROPERTIES AND IN VITRO BEHAVIOUR OF CALCIUM SULFATE TiHA COMPOSITES Biomaterials with the self-setting in situ properties for the use in human bone tissue augmentation have attracted increasing attention in recent years. Currently many commercial products exist on the market, however the efforts still proceed to achieve a novel bone substitute with improved mechanical and biological properties. Calcium phosphate based materials, including hydroxyapatite (HA), have been of special interest due to their excellent biocompatibility and bioactivity. Calcium sulfate has also a long history of clinical use and it is known to be well-tolerated by organism when used as a bone ller. In this study, a biphasic, self-setting bone substitute was developed, basing on calcium sulfate and titanium doped hydroxyapatite. Calcium sulfate hemihydrate (CSH) and three different Ti doped hydroxyapatite powders (TiHA): raw and calcined at 800 C and 1250 C were used to form the new biomaterial. The aim of this study was to investigate how heat treatment of titanium doped hydroxyapatite in uenced the setting time, mechanical properties and in vitro behaviour in simulated body uid (SBF) of the calcium sulfate - TiHA composites. The results of our studies suggest that TiHA-CS self-setting materials are biocompatible, easily shapeable and have a potential to be applied for bone substitution. Keywords: Calcium phosphates, Hydroxyapatite, Calcium sulfate, Biomaterial, Bone cement 1. Wst p Wi ce in situ biomateria y do wype niania ubytków kostnych oparte na fosforanach(v) wapnia (CaPs - calcium phosphates) od lat ciesz si niegasn cym zainteresowaniem specjalistów z zakresu in ynierii biomateria ów i lekarzy. Wysoka biozgodno i bioaktywno tych substytutów kostnych, wynikaj ca z podobie stwa do nieorganicznego sk adnika ko ci i z bów jakim jest apatyt kostny, a tak e zró nicowana ilo sk adów i postaci sprawi y, e s one obecnie szeroko stosowane jako preparaty implantacyjne. Stanowi tak e bardzo obiecuj cy materia dla intensywnie rozwijaj - cej si ostatnio medycyny regeneracyjnej. W in ynierii tkankowej materia y oparte na fosforanach(v) wapnia wykorzystywane s do wytwarzania matryc oraz porowatych rusztowa (scaffolds) s u cych do hodowli komórek i tkanek. Stosunkowo now postaci, w jakiej stosuje si CaPs, s materia y typu cementów. Cementy kostne oparte na fosforanach(v) wapnia (CPCs - calcium phosphate cements) po raz pierwszy opisane zosta y w latach osiemdziesi tych przez Le Gerosa [1] oraz Browna i Chowa [2]. Materia y te wytwarza si z fazy sta ej (proszku) oraz fazy ciek ej (wody lub odpowiedniego roztworu soli), które po zmieszaniu tworz daj c si kszta towa, plastyczn mas. Biomateria- 758

WP YW OBRÓBKI CIEPLNEJ HYDROKSYAPATYTU DOTOWANEGO TYTANEM (TiHA) NA W A CIWO CI I ZACHOWANIE W WARUNKACH... y w postaci pasty stwarzaj mo liwo swobodnego trójwymiarowego formowania, dzi ki czemu przyjmuj kszta t przestrzeni, do której zosta y wprowadzone. Taka forma materia u pozwala na szczelne wype nienie nawet najbardziej skomplikowanych ubytków kostnych, w których trudno by oby umie ci implant o wcze niej nadanym kszta cie i wymiarach [3]. Cementy kostne mog by wprowadzane do ubytku za pomoc specjalnej szpatu ki lub mog wyst powa w postaci wstrzykiwanej i wówczas podawane s za pomoc specjalnej strzykawki [4-7]. Wi zanie cementu polega na przebiegu odpowiednich reakcji chemicznych, którym towarzysz procesy rozpuszczania i krystalizacji nowych zwi zków z przesyconego roztworu. W zale no ci od produktu reakcji wi zania cementy CPC mo emy podzieli, ze wzgl du na sk ad fazowy, na apatytowe i bruszytowe. Materia y wi - ce in situ musz wykazywa pe n biozgodno (w idealnym przypadku bioaktywno ), a tak e posiada w a ciwo ci mechaniczne adekwatne do miejsca implantacji. Cementy oparte na fosforanach(v) wapnia, ze wzgl du na ich krucho, przeznaczone s do uzupe niania niewielkich ubytków kostnych w miejscach nieprzenosz cych du ych obci - e. Czas wi zania cementów powinien umo liwia ich atw aplikacj do ko ci. Przyjmuje si, e pocz tkowy czas wi zania powinien by d u szy ni 3 minuty, natomiast ko cowy nie powinien przekracza 15 minut [3]. Siarczan(VI) wapnia nale y do znanych i cenionych biomateria ów, który dzi ki biozgodno ci oraz resorbowalno- ci w warunkach in vivo od wielu lat znajduje zastosowanie w medycynie. Pó wodny siarczan(vi) wapnia (CSH - calcium sulfate hemihydrate), znany tak e pod nazw plaster of Paris, posiada w a ciwo ci wi ce i wykorzystywany jest jako sk adnik niektórych cementów kostnych [3, 5, 8]. Proces wi zania materia ów opartych na siarczanie(vi) wapnia jest procesem egzotermicznym, polegaj cym na hydratacji CSH i jego przej ciu w form dwuwodn (CSD - calcium sulfate dihydrate) zgodnie z równaniem: 2 CaSO 4 0,5 H 2 O + 3 H 2 O 2 CaSO 4 2 H 2 O (1) Pó wodny siarczan(vi) wapnia rozpuszcza si cz ciowo w wodzie, tworz c roztwór przesycony wzgl dem dwuwodnego siarczanu(vi) wapnia o ni szej rozpuszczalno ci, co powoduje tworzenie si zarodków krystalizacyjnych i stopniowe ich narastanie w postaci wyd u onych (ig owatych) lub p ytkowych kryszta ów CSD [9, 10]. W wyniku tego procesu powstaje zwarta mikrostruktura z o ona z poprzerastanych wzajemnie kryszta ów CSD, zapewniaj ca wysok wytrzyma o ci mechaniczn. Na rynku dost pne s równie kompozytowe materia y typu cementowego sk adaj ce si z fosforanów(v) wapnia i siarczanu(vi) wapnia [5, 9, 10]. Interesuj cym rozwi zaniem s biomateria y z uk adu CSH-HA, w których siarczan(vi) wapnia jest faz wi ca, zapewniaj c odpowiedni wytrzyma o mechaniczn, natomiast obecno hydroksyapatytu poprawia biozgodno materia u implantacyjnego. Po czenie szybko resorbowalnej fazy CSD oraz s abo resorbowalnego HA zapewnia optymalne warunki dla odbudowy tkanki kostnej. W niniejszej pracy wytworzono i scharakteryzowano materia y na bazie siarczanu(vi) wapnia (CSH) oraz dotowanego tytanem hydroksyapatytu (TiHA). Dotowany tytanem hydroksyapatyt wybrano ze wzgl du na wykazany we wcze- niejszych badaniach wysoki potencja bioaktywny tego materia u [11, 12]. Dokonano analizy wp ywu obróbki cieplnej wyj ciowego proszku TiHA na w a ciwo ci wi ce mieszanek cementowych. Oceniono sk ad fazowy, mikrostruktur i wytrzyma o mechaniczn uzyskanych substytutów kostnych po zwi zaniu i stwardnieniu oraz ich zachowanie si w warunkach in vitro w wyniku inkubacji w sztucznym osoczu krwi (SBF). 2. Eksperyment Wyj ciowy proszek hydroksyapatytowy dotowany tytanem otrzymano na drodze syntezy metod mokr [13], stosuj c jako surowce wyj ciowe 85 % roztwór H 3 PO 4 (cz.d.a., POCH, Polska), CaO (cz.d.a., POCH, Polska) oraz 15 % roztwór TiCl 3 w 10 % HCl (cz.d.a., MERCK, Niemcy), wprowadzaj c 2,0 % mas. Ti w stosunku do HA. Do kontrolowania oraz utrzymywania sta ego poziomu ph w zawiesinie wykorzystano 25 % roztwór amoniaku (POCH, Polska). Cz otrzymanego surowego proszku (TiHA) poddano kalcynacji w temperaturze 800 C (TiHA/k), a cz w 1250 C (TiHA/w). Proszki TiHA i TiHA/k mielono w m ynie obrotowo-wibracyjnym, natomiast proszek TiHA/w zosta dodatkowo domielony przez 2 h w m ynie mieszad owym (attritor). Wszystkie proszki przesiano przez sito o boku oczka 60 m i zmierzono ich powierzchni w a ciw metod BET. Ka dy z proszków zmieszany zosta z pó wodnym siarczanem(vi) wapnia (cz.d.a., CSH, Acros Organics) w stosunku masowym 2:3. Homogenizacja poszczególnych mieszanek przeprowadzona zosta a przy u yciu m ynka wibracyjnego rmy Retsch (MM400). Rol cieczy przy otrzymywaniu past, b d cych w istocie zaczynami cementowymi, pe ni y woda podwójnie destylowana oraz roztwory wodorofosforanu(v) sodu (Na 2 HPO 4 ) o st eniach 1,0 i 2,5 %. Metod rentgenowsk (XRD) scharakteryzowano sk ady fazowe wyj ciowych proszków hydroksyapatytowych: TiHA, TiHA/k i TiHA/w, a tak e uzyskanych z nich cementów 14 dni po zwi zaniu. Pomiary dyfrakcyjne przeprowadzono pos uguj c si dyfraktometrem X Pert Plus rmy Panalytical. Analiza ilo ciowa wykonana zosta a z wykorzystaniem metody Rietvelda programem X Pert High-Score Plus. Pocz tkowe oraz ko cowe czasy wi zania poszczególnych mieszanek cementowych wyznaczono za pomoc aparatu Gillmore a zgodnie z norm ASTM C266-04 [14]. Stosunek fazy ciek ej do fazy sta ej (L/P) dobrany zosta tak, by zapewni pastom odpowiednie w a ciwo ci reologiczne umo liwiaj ce ich atw aplikacj do ubytków kostnych. Wszystkie pomiary wykonane zosta y w temperaturze 23 ± 2 C. Badania wytrzyma o ciowe przeprowadzono na próbkach w kszta cie walców o rednicy 6 mm i wysoko ci 12 mm. Wytrzyma o na ciskanie zmierzono po 7 dniach od zwi zania próbek cementowych, wykorzystuj c do tego celu uniwersaln, jednokolumnow maszyn wytrzyma o- ciow INSTRON 3345. Szybko przesuwu g owicy wynosi a 2 mm min -1. Uzyskane wyniki stanowi y warto redni otrzyman dla serii 10 próbek. Próbki do bada stabilno ci chemicznej in vitro uformowano w kszta cie walców o rednicy 12 mm i wysoko ci 4 mm. Po 1. godzinie od zwi zania zosta y one umieszczone w plastikowych pojemnikach wype nionych 40. ml medium ciek ego, które stanowi y roztwór SBF lub woda podwójnie MATERIA Y CERAMICZNE /CERAMIC MATERIALS/, 63, 4, (2011) 759

J. CZECHOWSKA, Z. PASZKIEWICZ, A. ZIMA, D. PIJOCHA, A. LÓSARCZYK destylowana. W celu okre lenia stabilno ci chemicznej materia ów rejestrowano zmiany ph roztworu SBF oraz przewodnictwa jonowego wody w trakcie 28-dniowej inkubacji próbek w temperaturze 37 C (cieplarka Pol-Eko - ST1). Pomiary prowadzono co kilka dni przy u yciu testera Hanna z kompensacj temperaturow (HI98129 Combo). Sztuczne osocze krwi (SBF) przygotowane zosta o zgodnie z procedur Kokubo [3]. Potencja bioaktywny materia ów okre lono na podstawie zmian morfologii powierzchni po 7-, 14- oraz 28-dniowym przetrzymywaniu w SBF. Mikrostruktur próbek zbadano metod skaningowej mikroskopii elektronowej (SEM, Nova NanoSem 200). Preparaty przed badaniem napylono warstw w gla. Wykorzystuj c technik dyspersji energii promieniowania rentgenowskiego przeprowadzono analiz sk adów chemicznych w mikroobszarach (EDS, Model 4457F-ISUS-SN). 3. Wyniki i dyskusja Tabela 2. Sk ady oraz czasy wi zania mieszanek cementowych. Table 2. Compositions and setting times of powder mixtures. Tabela 1. Rozwini cie powierzchni w a ciwej wyj ciowych proszków hydroksyapatytu dotowanego tytanem. Table 1. Speci c surface area of the hydroxylapatite powders doped with titanium. Proszek Rozwini cie powierzchni w a ciwej [m 2 g 1 ] TiHA 124,46 ± 0,27 TiHA/k 16,07 ± 0,13 TiHA/w 12,58 ± 0,03 CSH 1,77 ± 0,04 Proszki hydroksyapatytu surowego (TiHA) i kalcynowanego w 800 C (TiHA/k) nie ró ni si pod wzgl dem sk adu fazowego. Badania rentgenogra czne wykaza y, e zarówno w proszku TiHA jak i TiHA/k hydroksyapatyt stanowi jedyn faz krystaliczn. Proszek po pra eniu w 1250 C (TiHA/w) zawiera w swoim sk adzie oprócz hydroksyapatytu (45,0 % mas.) tak e -TCP (29,4 % mas.), -TCP (19,5 % mas.) oraz perowskit CaTiO 3 (6,0 % mas.). Pojawienie si perowskitu jest prost konsekwencj wprowadzenia jonów tytanowych do struktury hydroksyapatytu podczas jego syntezy. Wyst powanie innych faz w materiale po procesie wysokotemperaturowej obróbki cieplnej pozostaje w dobrej zgodno ci z innymi wynikami literaturowymi [12, 15]. Wyniki analizy rozwini cia powierzchni w a ciwej wyj- ciowych proszków metod BET (Tabela 1) wykaza y, e najwy sz powierzchni w a ciw charakteryzowa si surowy proszek TiHA. Wraz ze wzrostem temperatury obróbki cieplnej parametr ten ulega obni eniu, co pozwala na nast puj c klasy kacj proszków wg. malej cej powierzchni w a ciwej: TiHA>TiHA/k >TiHA/w. W a ciwo ci powierzchniowe poszczególnych proszków znalaz y odzwierciedlenie w konieczno ci stosowania ró nych ilo ci cieczy w stosunku do fazy sta ej przy sporz dzaniu past (Tabela 2). Cementy oparte na surowym (seria A) i kalcynowanym w 800 C hydroksyapatycie tytanowym (seria B) wymaga y stosowania przy zarabianiu wi kszej ilo ci p ynu (stosunek L/P wynosi odpowiednio 0,54 i 0,58 ml g 1 ) w porównaniu do cementów serii C opartych na TiHA/w pra- onym w 1250ºC (L/P = 0,44 ml g 1 ). Woda podwójnie destylowana okaza a si efektywn faz ciek tylko w przypadku cementu A1 wytworzonego z surowego proszku TiHA, pozwalaj c na uzyskanie pocz tkowego i ko cowego czasu wi zania odpowiedniego z aplikacyjnego punktu widzenia. Dla pozosta ych materia ów zarówno pocz tkowy jak i ko cowy czas wi zania past zarabianych wod by niezgodny z wymaganiami stawianymi cementom kostnym (Tabela 2). Uzyskany dwuminutowy czas wi zania cementu B1 by zbyt krótki, aby mo liwe by o wprowadzenie pasty do ubytku, natomiast dla materia u C1 czas wi zania wynosz cy 34 minuty okaza si zbyt d ugi. W obu przypadkach wykluczy o to mo liwo zastosowania wody destylowanej do zarabiania tego typu cementów. Wobec powy szego jako faz ciek zastosowano wodne roztwory wodorofosforanu(v) sodu. W materia ach A2, A3 oraz B2, B3 Na 2 HPO 4 dzia a jako opó niacz wi zania i, w zale no- ci od u ytego st enia, przesuwa ko cowy czas wi zania o 7 i 14 minut (materia y B2, B3) oraz o 7 i 22 minuty (materia y A2, A3) w stosunku do czasów uzyskanych w przypadku u ycia wody destylowanej. Zastosowany jako faza ciek a roztwór Na 2 HPO 4, pe ni cy równie funkcj regulatora czasu wi zania, powoduje zaburzenie procesu wi zania wody przez pó wodny siarczan(vi) wapnia. W wyniku zachodzenia powierzchniowych reakcji chemicznych pomi dzy jonami powsta ymi w wyniku dysocjacji siarczanu(vi) wapnia i jonami fosforanowymi wyst puj cymi w roztworze nast puje wytworzenie na powierzchni ziaren CSH trudno rozpuszczalnych fosforanów(v) wapnia. Zwi zki te opó niaj proces krystalizacji produktu reakcji, którym jest CSD. Podobny efekt blokowania hydratacji pó wodnego siarcza- Symbol cement Faza sta a Faza ciek a L/P [ml g 1 ] t 0 [min] A1 woda destylowana 4 9 A2 40 % mas. TiHA 60 % mas. CSD 1,0 % Na 2 HPO 4 0,54 11 16 A3 2,5 % Na 2 HPO 4 25 31 B1 woda destylowana < 2 2 B2 40 % mas. TiHA/k 60 % mas. CSD 1,0 % Na 2 HPO 4 0,58 6 9 B3 2,5 % Na 2 HPO 4 14 16 C1 woda destylowana 17 34 C2 40 % mas. TiHA/w 60 % mas. CSD 1,0 % Na 2 HPO 4 0,44 7 21 C3 2,5 % Na 2 HPO 4 5 19 t k [min] 760 MATERIA Y CERAMICZNE /CERAMIC MATERIALS/, 63, 4, (2011)

WP YW OBRÓBKI CIEPLNEJ HYDROKSYAPATYTU DOTOWANEGO TYTANEM (TiHA) NA W A CIWO CI I ZACHOWANIE W WARUNKACH... nu(vi) wapnia obserwowa Nillson i in. [9] w przypadku cementu kompozytowego z o onego z faz CSH oraz -TCP. W przypadku cementu C2 zastosowany regulator czasu wi zania wywo ywa efekt odwrotny: 1,0 % i 2,5 % roztwory Na 2 HPO 4 spowodowa y skrócenie pocz tkowego i ko cowego czasu wi zania o odpowiednio 10-12 minut i 13-15 minut. Przyczyn tego zjawiska jest najprawdopodobniej obecno w mieszance cementowej TCP. Roztwory wodorofosforanu(v) sodu s znanymi regulatorami przyspieszaj cymi proces wi zania cementów opartych na tym zwi zku [3, 9]. Na podstawie uzyskanych wyników do dalszych bada wytypowano kompozyty A1, B2 oraz C2. Badania rentgenogra czne, których wyniki zamieszczono w Tabeli 3, wykaza y, e w sk adzie cementów A1 i B2 wyst puj dwie fazy krystaliczne: hydroksyapatyt oraz dwuwodny siarczan(vi) wapnia (CSD). Materia C2, w sk ad którego wchodzi hydroksyapatyt dotowany tytanem wypalony w temperaturze 1250ºC, zawiera obok faz CSD i HA tak e siarczan(vi) wapnia o nieustalonej ilo ci wody (bassanit) CaSO 4 xh 2 O (gdzie ½ x 1½) oraz perowskit CaTiO 3. Efekt blokowania hydratacji CSH w obecno ci jonów fosforanowych mo e t umaczy wyst powanie nieca kowicie uwodnionych form siarczanu(vi) wapnia, takich jak bassanit, w sk adzie fazowym cementu C2 po zwi zaniu i stwardnieniu. Prawdopodobnie w pierwszej kolejno ci zachodzi wówczas konkurencyjny proces wi zania wody przez faz TCP wchodz c w sk ad mieszanki cementowej i wytworzenie stabilnej termodynamicznie fazy niestechiometrycznego hydroksyapatytu zgodnie z równaniem: 3 Ca 3 (PO 4 ) 2 + H 2 O Ca 9 (HPO 4 )(PO 4 ) 5 (OH) (2) Obserwowane d ugie czasy wi zania cementów serii C, ulegaj ce skróceniu w wyniku zastosowania roztworów Na 2 HPO 4, oraz obecno w materiale po zwi zaniu du ej ilo- ci niestechiometrycznego uwodnionego siarczanu(vi) wapnia (bassanitu) mo e wiadczy o tym, e faza TCP stanowi g ówn faz wi c w tej grupie materia ów. Wytrzyma o na ciskanie próbek kompozytowych A1, B2 i C2 7 dni po zwi zaniu i stwardnieniu przedstawiono na Rys. 1. Otrzymane materia y A1 i B2 wykazywa y wytrzyma o mechaniczn na ciskanie zbli on do wytrzyma o- ci ko ci g bczastej (~10 MPa). Najwy sz wytrzyma o ci spo ród badanych materia ów charakteryzowa si cement B2 (9,1 ± 1,9 MPa). Wytrzyma o cementu A1 by a ni sza i wynios a 7,0 ± 1,5 MPa. Cement C2 wykazywa przesz o 5 razy ni sz wytrzyma o mechaniczn (1,5 ± 0,3 MPa). Materia ten charakteryzowa si wy sz krucho ci, a przez to wi ksz sk onno ci do dezintegracji ni pozosta e cementy. Przyczyn obni enia wytrzyma o ci mo na dopatrywa si w sk adzie fazowym cementu C2, w którym po zwi zaniu do- Rys. 1. Wytrzyma o na ciskanie cementów po 7. dniach od zwi zania i stwardnienia. Fig. 1. Compressive strength of the obtained cements 7 days after setting and hardening. Rys. 2. Zmiany ph roztworu SBF pozostaj cego w kontakcie z inkubowanymi próbkami cementów w funkcji czasu. Fig. 2. Changes of ph of the SBF solution around the incubated cement samples vs. time. Tabela 3. Sk ad fazowy cementów 14 dni po zwi zaniu i stwardnieniu. Table 3. Phase composition of the obtained cements 14 days after setting and hardening. Udzia faz [% mas.] Symbol cementu Gips Bassanit Perowskit HA CaSO 4 2H 2 O CaSO 4 xh 2 O * CaTiO 3 A1 33,3 66,7 0 0 B2 34,9 65,1 0 0 C2 28,2 10,7 57,4 3,7 *gdzie ½ x 1½ Rys. 3. Zmiany w a ciwej przewodno ci jonowej wody destylowanej pozostaj cej w kontakcie z inkubowanymi próbkami cementów w funkcji czasu. Fig. 3. Changes of speci c ionic conductivity of distilled water around the incubated cement samples vs. time. MATERIA Y CERAMICZNE /CERAMIC MATERIALS/, 63, 4, (2011) 761

J. CZECHOWSKA, Z. PASZKIEWICZ, A. ZIMA, D. PIJOCHA, A. LÓSARCZYK Rys. 4. Mikrofotogra e SEM powierzchni cementów A1, B2 i C2 po ró nych okresach inkubacji w SBF: próbki wyj ciowe (A1/0, B2/0, C2/0), po 7. dniach inkubacji (A1/7, B2/7, C2/7), po 14. dniach inkubacji (A1/14, B2/14, C2/14), po 28. dniach inkubacji (A1/28, B2/28, C2/28). Fig. 4. SEM microphotographs of the A1, B2 and C2 cement surfaces after different periods of incubation in SBF: initial samples (A1/0, B2/0, C2/0), after 7 days of incubation (A1/7, B2/7, C2/7), after 14 days of incubation (A1/14, B2/14, C2/14), after 28 days of incubation (A1/28, B2/28, C2/28). minuje bassanit, a jedynie w niewielkim stopniu (~10 % mas.) obecny jest dwuwodny siarczan(vi) wapnia (CSD) (por. Tabela 3). Os abienie materia u mo e by spowodowane brakiem zwartej mikrostruktury, która w cementach opartych na siarczanie(vi) wapnia tworzona jest przez poprzerastane wzajemnie kryszta y CSD, a tak e obecno ci w materiale ziaren perowskitu (Rys. 5) mog cych dzia a jak wtr cenia propaguj ce powstawanie p kni. Wyniki oceny stabilno ci chemicznej w badaniach in vitro przedstawiono na Rys. 2 i 3. W przeci gu 28 dni inkubacji stwierdzono jedynie niewielk zmian ph roztworu SBF pozostaj cego w kontakcie z wszystkimi badanymi próbkami (ph = 7,4 ± 0,1), co wiadczy o du ej stabilno ci chemicznej materia ów (Rys. 2). W przypadku cementów A1 i C2 te niewielki zmiany ph przebiega y w kierunku kwasowym, natomiast ph cementu B2 zmieni o si nieznacznie w kierunku zasadowym. Wyniki bada przewodnictwa jonowego w funkcji czasu wskazuj na intensywne uwalnianie si jonów z badanych kompozytów do roztworu w przeci gu pierwszych 9 dni inkubacji w wodzie destylowanej (Rys. 3). W kolejnych dniach widoczna by a stabilizacja przewodnictwa, które utrzymywa- o si na poziomie 2100-2200 S cm 1, a do ko ca trwania pomiarów. Na podstawie obserwacji mikroskopowych SEM powierzchni próbek cementów A1, B2 i C2 po ró nych okresach ich inkubacji w SBF okre lono potencja bioaktywny materia ów (Rys. 4). Wykazano, e w przypadku próbek cementów A1/0 i B2/0 dwuwodny siarczan(vi) wapnia (CSD) tworzy zwart mikrostruktur, w której dominuj jego wyd u o- 762 MATERIA Y CERAMICZNE /CERAMIC MATERIALS/, 63, 4, (2011)

WP YW OBRÓBKI CIEPLNEJ HYDROKSYAPATYTU DOTOWANEGO TYTANEM (TiHA) NA W A CIWO CI I ZACHOWANIE W WARUNKACH... Rys. 5. Obraz SEM powierzchni próbki cementu C2 przed inkubacj (C2/0) oraz analizy chemiczne w mikroobszarach (EDS). Fig. 5. SEM image of the C2 cement surface before incubation (C2/0) and chemical compositions in micro areas (EDS). ne, poprzerastane wzajemnie kryszta y, obok których obecna jest niewielka ilo kryszta ów o pokroju p ytek. Ziarna CSD otaczaj znajduj ce si pomi dzy nimi drobnoziarniste aglomeraty hydroksyapatytowe. W przypadku próbek cementu C2/0 ziarna CSD rozmieszczone s w sposób nierównomierny, nie tworz c zwartej mikrostruktury. Dominuje tu nieregularny, p ytkowy kszta t kryszta ów. Dodatkowo widoczne s niewielkie kryszta y skierowane do siebie wierzcho kami i uk adaj ce si w a cuszki o d ugo ci 10-15 m. Na podstawie przeprowadzonej analizy sk adu chemicznego w mikroobszarach (Rys. 5) ziarna te zosta y zidenty kowane jako perowskit (CaTiO 3 ). W trakcie inkubacji próbek w sztucznym osoczu krwi na powierzchni wszystkich badanych materia ów powstawa a warstwa apatytowa co dowodzi, e s to materia y wykazuj ce potencja bioaktywny (Rys. 4). Na zachowanie si tworzywa w SBF ma wp yw jego chemizm, sk ad fazowy, topogra a powierzchni i adunek powierzchniowy. Prowadzone s liczne badania maj ce na celu optymalizacj powierzchni preparatów implantacyjnych. Wykazano, e zarówno sam proces obróbki cieplnej surowego proszku TiHA, jak i zastosowana temperatura wygrzewania maj wp yw na bioaktywno wytworzonego kompozytu. Zdecydowanie grubsza warstwa apatytowa narasta na powierzchni materia ów B2 i C2 zawieraj cych kalcynowany w 1250 C proszek hydroksyapatytowy. W wyniku kontaktu z jonami znajduj cymi si w SBF, ju po 7 dniach materia y pokry y si grub warstw apatytow, przes aniaj c ca kowicie pierwotn powierzchni próbki tak, e ziarna dwuwodnego siarczanu(vi) wapnia sta y si niewidoczne. Na powierzchni widoczne by y natomiast g sto u o one skupiska charakterystycznych, kala- orowatych tworów apatytowych, wiadcz ce o bioaktywno ci badanych cementów. W przypadku cementu A1 po 7 dniach inkubacji w SBF (A1/7) obserwowano nadal jedynie wyd u one kryszta y CSD otaczaj ce aglomeraty hydroksyapatytowe. Dopiero po 14 dniach próbka pokry a si warstw fosforanów(v) wapnia. W miar wyd u ania si czasu inkubacji stwierdzono dalsze narastanie warstwy apatytowej, przy czym szybko wytr cania si na powierzchni apatytu by a zró nicowana. Proces ten wykaza najwi ksz intensywno w przypadku próbek cementu C2. Przyczyn szczególnie intensywnego wytr cania si warstwy apatytowej oraz pojawienia si wi kszej ni w pozosta ych materia ach, liczby aglomeratów hydroksyapatytowych jest najprawdopodobniej wchodz cy w sk ad mieszanki cementowej fosforan(v) wapnia (TCP) oraz perowskit. Fazy - i -TCP charakteryzuj si wy sz rozpuszczalno ci ni hydroksyapatyt i w pocz tkowych stadiach inkubacji w SBF mog prowadzi do szybszego przebiegu procesów rozpuszczania i wytr cania, a w efekcie do szybszego tworzenia si warstwy fosforanowej na powierzchni. Ponadto dodatnio na adowana powierzchnia ziaren CaTiO 3 oddzia uje z anionami fosforanowymi znajduj cymi si w jej otoczeniu, indukuj c formowanie si warstwy apatytowej. Pozytywne wyniki testów dotycz cych materia ów kompozytowych zawieraj cych w swoim sk adzie perowskit wskazuj na jego wysok biozgodno oraz sugeruj pozytywy wp yw na proces adhezji i proliferacji komórek w warunkach in vitro [16, 17]. 4. Wnioski Otrzymano wi ce in situ, por czne chirurgicznie, ko- ciozast pcze materia y kompozytowe na bazie siarczanu(vi) wapnia i hydroksyapatytu dotowanego tytanem - TiHA. Wykazano, e pra enie proszku TiHA w temperaturze 800ºC nie powoduje rozk adu termicznego hydroksyapatytu, natomiast skraca czasy wi zania i w niewielkim stopniu poprawia wytrzyma o mechaniczn opartego na nim kompozytowego materia u implantacyjnego CSH-TiHA/k. Dla preparatów kompozytowych z uk adu CSH - surowy TiHA optymaln ciecz wi c jest woda destylowana, na- MATERIA Y CERAMICZNE /CERAMIC MATERIALS/, 63, 4, (2011) 763

J. CZECHOWSKA, Z. PASZKIEWICZ, A. ZIMA, D. PIJOCHA, A. LÓSARCZYK tomiast w przypadku pra onego TiHA, bez wzgl du na temperatur tego procesu - 1,0 % roztwór Na 2 HPO 4. Obróbka cieplna proszku TiHA w temperaturze 1250ºC powoduje cz ciowy rozk ad hydroksyapatytu do -TCP i -TCP oraz powstanie perowskitu (CaTiO 3 ). Czasy wi zania materia u typu cementowego wytworzonego z tego proszku z u yciem roztworów Na 2 HPO 4 ulegaj znacznemu skróceniu w stosunku do próbek zarabianych wod, a wytrzyma- o mechaniczna drastycznemu obni eniu. Zarówno nisko jak i wysokotemperaturowa obróbka cieplna dotowanego tytanem hydroksyapatytu korzystnie wp ywa na potencja bioaktywny materia ów ko ciozast pczych z uk adu CSH-TiHA. Faz wi c w materia ach opartych na surowym i kalcynowanym proszku TiHA jest siarczan(vi) wapnia, natomiast w materiale opartym na proszku wypalonym w 1250ºC jest ni równie -TCP. Opracowane materia y kompozytowe na bazie surowego oraz kalcynowanego TiHA sk adaj si z dwuwodnego siarczanu(vi) wapnia (CSD) oraz hydroksyapatytu (HA), za oparte na pra onym w 1250ºC proszku TiHA obok HA i CSD zawieraj niestechiometryczny, uwodniony siarczan(vi) wapnia (bassanit) (CaSO 4 xh 2 O, gdzie ½ x 1½) i perowskit (CaTiO 3 ). Opracowane materia y s stabilne chemicznie i bioaktywne. Podziekowania Prace zosta y wykonane w ramach projektu badawczego UDA-POIG.01.03.01-00-005/09 wspó nansowanego przez Uni Europejsk z Europejskiego Funduszu Rozwoju Regionalnego. Sk adamy serdeczne podzi kowania Panu prof. dr hab. in. Miros awowi Bu ko za pomoc w interpretacji bada XRD oraz Pani mgr in. Barbarze Trybalskiej za wykonanie bada SEM oraz za pomoc w ich interpretacji. LITERATURA [1] LeGeros R., Chohayeb A., Shulman A.: J. Dent. Res., 61, (1982), 343. [2] Brown WE., Chow LC. : J. Dent. Res, 62, (1983), 672. [3] Kokubo T.: Bioceramics and their clinical applications, Boca Raton CRS Press, Woodheaed Publishing Limited, Cambridge, (2008). [4] Rocha Alves H.L., Dos Santos L.A., Bergmann C.P.: J. Mater. Sci.: Mater. Med., 19, (2008), 2241. [5] Hu G., Xiao L., Fu H., Bi D., Ma H., Tong P.: J. Mater. Sci.: Mater. Med., 21, (2010), 627. [6] Sarda S., Fernández E., Llorens J., Martínez S., Nilsson M., Planell J.A.: J. Mater. Sci.: Mater. Med., 12, (2001), 905. [7] Durucan C., Brown P.W.: J. Mater. Sci.: Mater. Med., 11, (2000), 365. [8] Thomas M.V.,Puleo D.A.: J. Biomed. Mater. Res. B Appl. Biomater., 88, 2,(2009), 597. [9] Nilsson M., Fernández E., Sarda S., Lidgren L., Planell J.A.: J. Biomed. Mater. Res., 61, 4, (2002), 600. [10] Nilsson M., Wielanek L., Wang J.S., Tanner K.E., Lidgren L.: J. Mater. Sci. Mater. Med., 14, 5, (2003), 399. [11] Huan g J., Best S.M., Bon eld W., Buckland T.: Acta Biomater., 6, (2010), 241. [12] lósarczyk A., Zima A., Paszkiewicz Z., Szczepaniak J., De Aza A.H., Chró cicka A.: Materia y Ceramiczne/Ceramic Materials, 62, 3, (2010), 369. [13] lósarczyk A.: Bioceramika Hydroksyapatytowa, Polski Biuletyn Ceramiczny, Ceramika 51, 1997. [14] ASTM C266-04, Annual Book of ASTM Standards, West Conshohocken, PA 19428-2959, USA. [15] Weng J., Liu X., Zhang X., Ji X.: J. Mater. Sci. Lett., 13, (1994), 159. [16] Webster T.J., Ergun C., Doremus R.H., Lanford W.A.: J. Biomed. Mater. Res. A Appl. Biomater., 67, (2003), 975. [17] Dubey A.K., Tripathi G., Basu B.: J. Biomed. Mater. Res. A Appl. Biomater., 95B, 2, (2010), 320. Otrzymano 10 pa dziernika 2011, zaakceptowano 17 listopada 2011 764 MATERIA Y CERAMICZNE /CERAMIC MATERIALS/, 63, 4, (2011)