sHA متخلخل

sHA متخلخل

سرامیک های HA در شکل ماکرومتخلخل می توانند بوسیله ی بافت استخوانی پوشیده شوند. چندین روش برای تولید sHA متخلخل مورد استفاده قرار گرفته است. ساده ترین راه برای ایجاد داربست های متخلخل از یک چنین سرامیک هایی، زینتر کردن ذرات کروی می باشد. تخلخل ها اغلب با افزودن مواد فداشونده و با قابلیت تورم، تولید می شود. این ذرات معمولاً پس از منبسط کردن و یا در طی زینترینگ، حذف می شوند. ذرات فداشونده می توانند حل شوند مانند نمک و ساکاروز و یا با حرارت دیدن، بسوزند مانند پلی (متیل متا اکریلات) (PMMA). به هر حال، این روش موجب ایجاد توزیع یکنواختی از تخلخل ها می شود و میزان ارتباط داخلی این تخلخل ها، پایین است. بری بهبود این مسئله، فوم های پلی یوریتانی حفره باز (open-celled polyurethane foams) می توانند در دوغاب sHA غوطه ور شده و تحت خلاً دوغاب می تواند در داخل حفرات فوم نفوذ کند. این فوم سپس در دمای 250 درجه ی سانتیگراد می سوزد تا بدین صورت اجزای آلی آن خارج شود. پس از این کار، حرارت دهی و زینترینگ در دمای 1350 درجه ی سانتیگراد، به مدت 3 ساعت طول می کشد. این کار موجب تولید چارچوبی با قطرهای حفرات 300 میکرونی می شود. این روش موفقیت آمیز است اما الیاف فوم توخالی باقی می مانند. شاید موفق ترین روش برای ایجاد sHA با حفره های به هم متصل، روش ریخته گری- ژله ای است. در این روش، سوسپانسون هایی از ذرات sHA و مونومرهای آلی با کمک سورفکتانت، فومی شکل می شوند. وقتی فوم تشکیل می شود، مونورها پلیمریزه شده و شبکه ای متخلخل تشکیل می شود. عوامل ژله ای کننده ی پلیمری می سوزند و خارج می شوند. مواد تولیدی حفراتی با قطر ماکزیمم 100 تا 200 میکرون، تولید می کنند. این اندازه ی قطر برای کاربردهای مهندسی بافت، ضروری می باشد. شبکه های HA متخلخل، می توانند با روش های مختلفی تولید شوند.
یکی از متداول ترین کاربردهای بالینی sHA پوشش دهی امپلنت های ارتوپدی است. کمک این لایه، در واقع ایجاد یک اتصال بین استخوان میزبان و آلیاژ فلزی (معمولاً از جنس تیتانیم یا آلیاژ کبالت- کروم) می باشد که موجب عدم نیاز به استفاده از سیمان های استخوانی می شود. روش پلاسما- اسپری برای رسوب دهی پوشش ، استفاده می شود. این فرایند از sHA به عنوان ماده ی اولیه استفاده می کند. پوشش های تولیدی با روش پلاسما اسپری، HA خالص نیستند و در واقع مخلوطی از کلسیم فسفات های کریستالی می باشند که تقریباً 95% از آن sHA می باشد. بقیه ی این مخلوط را کلسیم فسفات تشکیل داده است. نسبت فاز کریستالی به آمورف در این پوشش ها می تواند از 30 به 70 تا 70 به 30 تغییر کند. وجود فاز آمورف بیشتر، موجب افزایش نرخ تخریب ماده می شود.
اگر چه sHA دارای خاصیت زیست سازگاری پذیری و استوکانکتیویتی استثنایی است، این ماده در بدن بازجذب نمی شود و بنابراین، معیارهای مربوط به داربست های ایده آل را دارا نمی باشد. نرخ حل شدن این مواد به تخلخل و کریستالینیتی آنها وابسته است. بنابراین، این ماده، یک ماده ی ایده آل برای کاربردهای ترمیمی نیست اما می توان از آن به عنوان پرکننده در شکستگی های استخوانی و یا جایگزینی استخوان ها، استفاده کرد.
یک محصول sHA متخلخل و موفق، با نام تجاری ApaPore به بازار عرضه شده است. این ماده، یک HA متخلخل است که دارای ماکروتخلخل های با ارتباط داخلی خوب و اندکی میکروتخلخل می باشند. این ماده به طور موفقیت آمیز در گرافت گیر افتادگی های ایجاد شده برای نوع سیمانی اتصال های ارتوپلاستیکی شکسته شده، فیوژن های نخاعی و درمان شکستگی استخوانی استفاده شده اند. شرکت انگلیسی Hi-Por Ceramics یک رقیب فومی شکل برای این ماده تولید کرده است. همچنین Ossatura نیز نام یک نوع تجاری از این ماده است که در واقع ماکروگرانول های متخلخل از این ماده می باشد که تقریباً 80 % آن را sHA تشکیل می دهد و 20 % دیگر، از بتا- تری کلسیم فسفات (TCP) تشکیل شده است.

HA حاصله از منابع طبیعی

هیدروکسی آپاتیت از نمونه های خاصی از مرجان ها (Porites) و استخوان گاو مشتق می شود. این HA خالص نیست بلکه حاوی مقادیر اندکی عناصر دیگر هست که در اصل در داخل این محصولات، وجود داشته اند. HA مرجانی حاوی عناصر ناخالصی منیزیم، استرانسیم ، کربنات و فلئور است. آپاتیت مشتق شده از استخوان گاو، حاوی منیزیم، سدیم، کربنات است که در اصل در داخل استخوان های گاو وجود داشته اند. مزیت اصلی این مواد، این است که آنها دارای شبکه ی ماکرومتخلخل با اتصال داخلی هستند. این ساختار از مرجان و گاو بوجود آمده است.
گرافت های هیدروکسی آپاتیت که از مرجان ها مشتق می شوند، با تبدیل هیدروترمال مرجان، تولید می شوند. این کار در دمای 260 درجه ی سانتیگراد و فشار 15000 psi و در حضور آمونیوم فسفات انجام می شود. یون هایی مانند فلئور، استرانسیم، کربنات که در حقیقت در ماده ی اولیه وجود دارند، در HA نهایی نیز حضور دارند. یک فاز ثانویه با نام بتا- TCP نیز در طی تبدیل هیدروترمال، تشکیل می شود.
آپاتیت مشتق شده از استخوان گاو با حذف زمینه ی آلی، تشکیل می شود. ماده ی حاصله سپس در دمای 1000 درجه ی سانتیگراد، حرارت دهی می شود. ماده ی معدنی زینتر نشده شامل کریستال های کوچک HCA است، در حالی که در صورت اعمال زینترینگ، این ماده ی معدنی حاوی کریستال های درشت و بزرگتر از آپاتیت است بدون وجود کربنات. کریستال های کوچک در HA زینتر نشده، به معانی این است که این ماده به آهستگی در مایعات بدن، حل می شود و بنابراین، این ماده ممکن است برای کاربردهای مهندسی بافت، مناسب باشد.
HA به عنوان یک ماده ی تجاری در این کاربردها، استفاده می شود. یک گرافت HA متخلخل که از استخوان گاوی مشتق شده است، تحت نام تجاری Bio-Oss به فروش می رسد. این ماده یک HA زینتر نشده است و بنابراین، دارای قابلیت جذب داخل بدنی می باشد. انواع زینتر شده ی این محصول با نام های تجاری Osteograf-N، Endobon وارد بازار شده اند. HA متخلخل حاصل از مرجان دریایی، با نام تجاری Interpore و Pro-Osteon به فروش می رسد که در واقع در شرکت Interpore International کانادا تولید شده است.

هیدروکسی آپاتیت با جایگزینی

اگر چه sHA استوکیومتری دارای نرخ تخریب بسیار پایینی است، این تخریب می تواند با جایگزینی سایر اجزا در این ماده، افزایش یابد. نوع و میزان مواد جایگزین و اثر آنها بر روی نرخ انحلال، مهم می باشد. جایگزینی کربنات ها در بیشتر آپاتیت های محلول (HCA) و جایگزینی فلئور به جای OH، منجر به کاهش در حلالیت sHA می شود. سرامیک های آپاتیتی با جایگزینی همچنین مواد جذابی هستند زیرا آنها پتانسیل بهبود خواص بیوفعالی امپلنت ها را نیز دارا می باشند.

آپاتیت های با جایگزینی کربناتی

استخوان یک آپاتیت با جایگزینی کربنات است که حاوی 5 تا 8 % یون کربنات می باشد. بنابراین، سنتز آپاتیت های کربناتی (CHA) ممکن است مزیت هایی را نسبت به sHA ایجاد کند. کلسیم نیترات تتراهیدرات به صورت قطره قطره به محلول دی آمونیوم هیدروژن ارتو فسفات اضافه می شود تا بدین صورت 0.2 تا 0.4 مول سدیم هیدورژن کربنات در pH بزرگتر از 9، ایجاد شود. رسوب ها پیرسازی می شوند، سپس شستشو شده و در اتمسفر دی اکسید کربن، زینتر می شوند. این مسئله برای جلوگیری از خروج کربنات انجام می شود. در اینجا، جایگزینی یون کربنات به جای PO_4 انجام می شود و بدین صورت نسبت Ca/P بوسیله ی XRF اندازه گیری می شود. میزان این نسبت در این ترکیب بیشتر از sHA است که این مسئله نشاندهنده ی این است که برخی از یون های کربناتی، ممکن است به جای PO_4 جایگزین OH شوند. افزایش میزان کربنات موجب کاهش دما می شود و بدین صورت، تجزیه رخ می دهد. در این حالت، اکسید کلسیم و β-TCP تولید می شود. نمونه های CHA دارای استحکامی مشابه با sHA ها هستند. این فرایندد سپس با تولید فازهای منفرد با خلوص بالا بهبود می یابد که در واقع این فازها با جایگزینی هایی نیز همراه است. یعنی هیچ دیمی در ماده ی نهایی، وجود ندارد.

آپاتیت های با جایگزینی سیلکون

سیلیکون در ساختار sHA جایگزین می شود. این کار از طریق رسوب دهی آبی انجام می شود. این پیشنهاد شده است که یون سیلیکات با فسفات جایگزین شود. یک Si-HA تک فاز با کلسیناسیون در دماهای بالاتر از 700 درجه ی سانتیگراد، بدست می آید. تفاوت های ساختاری اندک بین sHA و Si-HA مشاهده شده است. در واقع Si-HA دارای یک سلول واحد با پارامتر شبکه ی a کوتاه تر و پارامتر شبکه ی c بزرگتر می باشد و تعداد گروه های OH در این ماده نیز کمتر است. ورود سیلیکون در شبکه ی HA منجر به افزایش اعوجاج تتراهدرال های PO_4 می شود.
آزمون های آزمایشگاهی با استفاده از استئوبلاست های انسانی کشت شده بر روی دیسک های sHA و Si-HA با جایگزینی 0.8 % وزنی و 1.5 % وزنی سیلیکون، نشان داد که پاسخ سلولی و میزان افزایش ژنی با حضور Si، بیشتر بوده است و میزان افزایش این فاکتورها، به میزان سیلیکون، وابسته می باشد. سوزن های استخوانی بعد از 21 روز از کشت در محیط حضور داشته اند که در واقع این مسئله زمانی مشاهده شده است که بتا- گلیسروفسفات ها و هیدروکورتیزون اضافه شده است و با وجود و یا میزان سیلکون در زیرلایه، رابطه ای نداشته است. این اثر وابسته به دوز، در آزمایش های داخل بدنی بر روی Si-HA متخلخل، نیز مشاهده شده است. پاسخ استخوانی به Si-HA متخلخل با قراردادن سیلندرهای با قطر 4.6 میلی متری در داخل بدن خرگوش ها و به مدت 12 هفته، مورد بررسی قرار گرفت. اثر ایجاد شده، نشاندهنده ی وابستگی به دوز سیلیکون می باشد. این به نظر می رسد که میزان 0.8 % وزنی سیلیکون، موجب تحریک رشد بهینه در طی 3 هفته شده است. در 12 هفته، رشد استخوان به صورت پیوسته انجام می شود که ظاهراً این مسئله نتیجه ای از جذب مجدد جزئی این ماده می باشد؛ اما میزان رشد در گروه های حاوی 0.8 % سیلیکون، هنوز هم بالاترین میزان بوده است. داربست های Si-HA با استفاده از روش شکل دهی دوغابی، تولیده شده اند. ذرات Si-HA موجود در محلول، در حضور پلیمرهای با وزن مولکولی پایین، هم زده شده اند و زینترینگ در دمای 1250 درجه ی سانتیگراد، انجام شده است. تخلخل کل 70 % در این حالت، حاصل شده است.

محصولات بالینی

شرکت Apatech انگلیس اخیراً محصولی به نام Actifuse را به بازار عرضه کرده است که حاوی 80 % Si-HA متخلخل می باشد. این محصول نیز با روش شکل دهی دوغابی تولید شده اند. کاربردهای این محصول در پر کردن حفره ها مانند برداشتن تومورهای استخوانی کوچک، جراحی پلاستیک و ترمیم ستون فقرات می باشد. ساختارهای قفسه ای شکل و پیچی شکل از این ماده برای کاهش میزان بار موجود در مکان های گرافت، استفاده می شوند. این ماده به صورت ساختار گرانولی اعمال می شوند که با خون موجود در محل ترکیب شده و بدین وسیله، دستکاری و جابجایی آن تسهیل می شود.
این ماده در ترمیم استخوان ستون فقرات کورتنی استفاده نمی شود. در این بخش ها، کشش بالا، خمش و پیچش قابل توجهی اعمال می شود. sHA تجاری به عنوان جایگزین استخوانی در برخی از کاربردهای ارتوپدی و دندانی، استفاده می شود. البته از این وسایل در کاربردهای باربر نمی توان استفاده کرد زیرا استحکام شکست این قطعات پایین است.

شیشه های بیوفعال

شیشه های بیوفعال در واقع مواد آمورف بر پایه ی سیلیکات ها هستند که به استخوان اتصال پیدا می کنند و می توانند رشد استخوان جدید را بر انگیزند. این در حالی است که این مواد در طی زمان حل می شوند و از این رو، این مواد، مواد مناسبی در کابردهای مهندسی بافت هستند. اولین شیشه ی بیوفعال،بیوشیشه ی 45S5 که حاوی 46.1 % سیلیس، 24.4 % NaO، 26.9 % CaO و 2.6 % مولی P_2 O_5 می باشد، اولین ماده ی مورد استفاده ای است که موجب ایجاد یک اتصال بین سطحی با بافت میزبان (پس از کاشت در بدن) می شود. استحکام اتصال بین سطحی میان بیوشیشه و استخوان کورتنی معادل یا بزرگتر از استحکام مربوط به استخوان میزبان می باشد. ذرات بیوشیشه از سال 1985 تاکنون، در کاربردهای بالینی، استفاده شده اند. سایر کامپوزیت ها و انواع مختلف شیشه نیز در کاربردهای بیوفعال استفاده می شوند. شیشه های بر پایه ی فسفات همچنین توسعه یافته اند که دارای نرخ جذب مجدد بالا می باشد. دو روش فرآوری برای تولید شیشه های بیوفعال، وجود دارد. روش سنتی ذوبی و فرایند سل- ژل که هر کدام منجر به نوع مختلفی از شیشه می شوند. علاقه ها در زمینه ی شیشه های بیوفعال امروزه بر روی پتانسیل استئواینداکشن آنها و کاربردهایشان در مهندسی بافت، متمرکز شده است.

منبع مقاله :
Tissue Engineering Using Ceramics and Polymers / Aldo R. Boccaccini