Problemer i titanlegering medisinsk bruk og praktiske løsninger

Kommersielt rent titan og alfa-beta-legeringen Ti-6Al-4V, betegnet TC4 i kinesiske standarder, dominerer markedet for ortopediske og tannimplantater på grunn av deres lave tetthet på ca. 4,5 g/cm³, høy spesifikk styrke, spontan passivering og, når det gjelder ulegert titanium, svært gode vevstoleranse. Flere tiår med klinisk erfaring har likevel avslørt tre tilbakevendende svakheter: stressskjerming forårsaket av en moduluoverensstemmelse med bein, utilstrekkelig slitestyrke og korrosjonsrelatert ionefrigjøring inne i kroppen. Hver feilmodus har en annen fysisk årsak og krever forskjellige mottiltak.

Problem 1: Spenningsskjerming fra en upassende elastikkmodul

Elastikkmodulen til Ti-6Al-4V er omtrent 110 GPa, mens modulen til benvev ligger stort sett mellom omtrent 10 og 30 GPa for kortikalt bein og langt lavere for spongøst bein. Et implantat laget av Ti-6Al-4V er derfor omtrent fire til ti ganger stivere enn vevet det erstatter. Når enheten er implantert, bærer den mesteparten av belastningen, slik at det omkringliggende beinet er skjermet fra den mekaniske stimulansen den trenger for å ombygge og vedlikeholde seg selv. Ved grensesnittet stemmer ikke de mekaniske egenskapene, og fordi titan ikke danner en kontinuerlig kjemisk binding med bein, er fiksering avhengig av mekanisk sammenlåsing i stedet for ekte kjemisk kombinasjon.

De praktiske konsekvensene er progressive: et fibrøst vevslag kan dannes ved grensesnittet, mikrobevegelse vedvarer under belastning, benresorpsjon akselererer rundt implantatet, og enheten løsner til slutt. Aseptisk løsning av denne typen står fortsatt for en stor andel av revisjonsoperasjoner ved hofte- og kneprotese. Å redusere elastisitetsmodulen til legeringen, eller øke benkontaktområdet gjennom porøse strukturer, er de to aksepterte ingeniørresponsene.

Problem to: Slitasjemotstand og rusk-Indusert betennelse

Titanlegeringer har en relativt høy friksjonskoeffisient og begrenset motstand mot glideslitasje. I en leddskjøt gnis metalloverflaten gjentatte ganger mot en polymer eller keramisk overflate, og den passive oksidfilmen som normalt beskytter metallet brytes ved skjærende kontakt. Filmen reformeres nesten umiddelbart, men rusk som dannes under ruptur, sammen med metalliske partikler frigjort fra overflaten, produserer en biologisk reaksjon i det omkringliggende vevet: vedvarende betennelse, hemmet proliferasjon av osteoblaster, uordnet benremodellering og på lengre sikt benresorpsjon rundt komponenten.

Partikkel-indusert osteolyse og den tilhørende aseptiske løsningen er derfor drevet av slitasjeytelse snarere enn av styrke. Dette er grunnen til at overflateherding ved nitrering, anodisk oksidasjon eller harde belegg bedømmes av volumet og størrelsesfordelingen av rusket det genererer, ikke av overflatehardheten alene, og hvorfor leddpar i økende grad blir utformet slik at ingen titanoverflate løper direkte mot en annen metalloverflate.

Problem tre: Korrosjon og ionefrigjøring i kroppsvæske

Under naturlige atmosfæriske forhold reagerer titanlegering nesten umiddelbart med oksygen for å danne en tett oksidfilm. Denne filmen forblir stabil i lang tid og forhindrer ytterligere reaksjon mellom metallet og luft eller vann, så titan og dets legeringer viser utmerket korrosjonsbestandighet i ordinær bruk. Det fysiologiske miljøet er mye mer aggressivt. Kroppsvæske er en luftet kloridløsning som holdes på ca. 37 grader, og rundt et betent eller infisert sted kan den lokale pH-verdien falle inn i det sure området, mens proteiner og hydrogenperoksid endrer overflatekjemien ytterligere.

Når legeringen utsettes for dette miljøet over lange perioder, har overflateoksidfilmen en tendens til å flasse av eller oppløses lokalt, tretthetsytelsen til komponenten forringes, og legeringselementer som aluminium og vanadium frigjøres gradvis inn i kroppen. Begge elementene er assosiert med bekymringer om cytotoksisitet, og spesielt aluminium kan forstyrre dannelsen av apatitt på beinoverflaten. For langtidsimplantater har dette presset utviklingen mot vanadium-fri og aluminium-fri kjemi, og mot barrierebelegg som holder substratet ute av direkte kontakt med kroppsvæske.

Begrensningsstrategier: Legeringsdesign og overflatemodifisering

To komplementære tilnærminger brukes for å forbedre den generelle applikasjonsytelsen til medisinske titanlegeringer.

Legeringssammensetning design og mikrostrukturkontroll.Metastabile beta- og nær-beta-legeringer med lavere elastisitetsmodul, som Ti-13Nb-13Zr, Ti-12Mo-6Zr-2Fe og Ti-15Mo, reduserer stivhetsmisforholdet samtidig som de beholder høy styrke. Termomekanisk prosessering og varmebehandling brukes til å kontrollere kornstørrelse, fasefraksjon og tekstur, fordi disse variablene styrer utmattelsesstyrke og hakkfølsomhet så vel som modul.

Overflatemodifisering.Anodisk oksidasjon og mikro-bueoksidasjon, termisk oksidasjon, hydroksyapatitt- eller kalsiumfosfatbelegg, plasma--sprayede keramiske lag, titannitrid og diamant--lignende karbonbelegg, og sandblåsing kombinert med syreetsing påføres titanlegeringsoverflater og titaniumlegeringer. Overflatemodifisering beholder de gunstige mekaniske og biologiske egenskapene til substratet samtidig som den forbedrer den kliniske ytelsen betydelig, og det er derfor det nå tiltrekker seg økende oppmerksomhet innen det biomedisinske feltet.

Materialvalg for implantater er normalt uttrykt gjennom anerkjente spesifikasjoner: ulegert titan under ASTM F67 eller ISO 5832-2, bearbeidet Ti-6Al-4V under ASTM F1472 eller ISO 5832-3, ekstra lav interstitiell Ti-6Al-4V ELI under ASTM F3Z-131 ASTM-131 AS, F131 AS, Ti-12Mo-6Zr-2Fe under ASTM F1813 og Ti-15Mo under ASTM F2066.

Modulus og spesifikasjonssammenligning

Modulverdier er typiske litteraturtall for den glødede eller løsningsbehandlede tilstanden og varierer med faseinnhold og prosesseringshistorikk. Evaluering av et kandidatmateriale bør derfor kombinere kjemisk analyse, mikrostrukturundersøkelse, utmattelsestesting i simulert kroppsvæske og elektrokjemisk korrosjonstesting, fordi i-kroppsytelse avhenger av kombinasjonen av substratkjemi og overflatetilstand i stedet for av modul alene.

Ofte stilte spørsmål

Spørsmål: Hvorfor forårsaker Ti-6Al-4V spenningsskjerming?
Dens elastisitetsmodul på omtrent 110 GPa er omtrent fire til ti ganger større enn bein, så implantatet bærer belastningen og det omkringliggende beinet mister den mekaniske stimulansen det trenger, resorberer og løsner til slutt.

Spørsmål: Hvilke legeringselementer i medisinsk titan er bekymringsfulle?
Aluminium og vanadium. Når oksidfilmen brytes ned, kan de frigjøres til vev og føre til cytotoksisitet, så vanadium-frie og aluminium-frie legeringer foretrekkes for langtidsimplantater.

Spørsmål: Er titan korrosjonsbestandig inne i menneskekroppen?
Den tette oksidfilmen er stabil under vanlige forhold, men klorid-rik kroppsvæske ved kroppstemperatur og lokalt redusert pH kan løse opp eller fjerne den lokalt, redusere tretthetsytelsen og frigjøre ioner.

Spørsmål: Hvordan festes et titanimplantat til beinet?
Hovedsakelig ved mekanisk sammenlåsing og overflatetopografi, fordi ingen kontinuerlig kjemisk binding dannes med bein; overflatebehandlinger brukes for å forbedre kontakt og bentilpasning.

Spørsmål: Hvilke overflatebehandlinger forbedrer klinisk ytelse?
Anodisk oksidasjon, mikro-bueoksidasjon, termisk oksidasjon, hydroksyapatitt og kalsiumfosfatbelegg, titannitrid eller diamant-lignende karbonlag og sandblåsing med syreetsing.

Spørsmål: Kan modulen til en implantatlegering senkes?
Ja. Beta-legeringer som Ti-13Nb-13Zr, Ti-12Mo-6Zr-2Fe og Ti-15Mo reduserer modulen til omtrent 74 til 102 GPa, sammenlignet med omtrent 110 GPa for Ti-6Al-4V.