SERAMİK ESASLI BİYOMALZEMELER Seramikler inorganik

SERAMİK ESASLI BİYOMALZEMELER
Seramikler inorganik, metalik olmayan ve çeşitli kombinasyonlarda iyonik ve kovalent bağ
içeren bileşiklerdir. Vücudun hasarlı, hastalıklı veya aşınmış kısımlarında kullanılmak üzere
tasarlanan ve üretilen seramiklere ise “biyoseramikler” denir.
Seramik biyomalzemeler üç temel gruba ayrılabilir (biyoinert, biyoaktif ve emilebilir).
Bunlardan ilki yapısal seramiklerdir. Bu gruba alümina (Al2O3) ve zirkonya (ZrO2) girer.
Yüksek yoğunluk ve saflığa sahip olan alümina, korozyon direnci, yüksek dayanımı ve iyi
biyouyumluluk özelliklerinden dolayı, kalça protezleri ve diş implantlarının yapımında yaygın
kullanım alanına sahiptir. Zirkonya da alümina gibi bulunduğu fiziksel ortama karşı inerttir.
Çok yüksek bükülme direncine sahip olan zirkonya özellikle uyluk kemiği protezlerinde
kullanılmaktadır. Vücut sıvısından etkilenip zamanla dayanımının düşmesi, kaplama
özelliğinin zayıf oluşu ve potansiyel radyoaktif maddeler (uranyum ve toryum gibi) içermesi
zirkonyanın dezavantajlarıdır.
Biyomalzeme olarak kullanılan ikinci grup seramikler kalsiyum-fosfat (Ca-P) seramiklerdir.
Bu grubun en yaygın kullanılan türü hidroksiapatittir (HA). HA kemik içerisinde doğal olarak
bulunan kalsiyum fosfat seramiğidir. En önemli özelliği kemiğe en yakın özelliklere sahip
biyomalzemedir. Genellikle bir metalik implant üzerine kaplama şeklinde kullanılır. Ancak
adezyon özelliğinin düşük olmasından dolayı kullanım süresi sınırlı kalmaktadır. Özellikle
ortopedide ve diş implantlarında kullanılırlar.
Üçüncü grup biyoseramikler, biyoaktif camlardır. Camlar silika (SiO2) bazlı malzemelerdir.
Üstün biyouyumluluk özelliğine sahiptirler. Doku ve implant arasında kimyasal bağlanma için
kullanılırlar. Zayıf mekanik özelliklerinden dolayı yük taşıyan mekanizmalarda tercih
edilmezler.
Biyoseramikleri cazip kılan yönlerinden biri, vücut dokuları ile çok iyi bir uyum
göstermeleridir. Öyle ki en bilinen biyoseramiklerden olan hidroksiapatit (HA), insan ve
hayvan kemikleri ile dişlerinde doğal bir bileşen olarak zaten yer almaktadır. Dolayısıyla bu
tip malzemelerin biyomedikal amaçlar için kullanımı, hem daha güvenli hem de vücut
dokularıyla kaynaşma bakımından daha etkili olmaktadır. Mukavemet, sertlik, aşınma direnci
gibi mekanik özellikler açısından biyoseramik malzemelerin sunduğu olanaklar tatmin
edicidir. Biyoseramik malzemelerin gevreklik, düşük kırılma tokluğu gibi olumsuz yönleri de
uygulama alanı ve malzeme özellikleri dikkate alınarak metaller ve polimerlerle birer
kompozit yapı oluşturmak suretiyle giderilebilmektedir. Kompozit yapılar oluşturmanın yanı
sıra biyoseramik malzemelerden metal substrat (altlık) üzerine kaplama şeklinde
faydalanılması da sık rastlanılan çalışmalardandır. Aynı zamanda korozyona karşı dirençli,
basma mukavemeti yüksek, düşük elektriksel ve ısıl iletkenliğe sahip oldukları için metallere
1
alternatif olarak üretilirler. Poroz yapıda olanlar ise içerisinde kemik büyümesinin
gerçekleşmesini sağlarlar.
Vücutta oluşan hasarları gidermek için çeşitli form ve fazlarda üretilen biyoseramikler Tablo1’de özetlenmiştir. Bulk (yığın, hacim) formda olan seramikler genellikle implant malzemesi
olarak ve kemikte oluşan boşlukları doldurmak için kullanılır. Ayrıca kaplama malzemesi
olarak metallerin biyouyumluk oranını yükseltmek ve ikinci faz (matris malzemesi olmayan)
olarak da kompozitlerin biyomekanik özelliklerinin iyileştirilmesinde tercih edilirler.
Biyoseramikler farklı formlarda üretildikleri gibi farklı fazlarda da üretililebilirler. Bunlar; tek
kristal (safir), polikristal (alümina ve hidroksiapatit), cam (Bioglass®), cam-seramikler (A/Wapatit/wollastonit) ve kompozitler (polietilen-hidroksiapatit)’dir. Örnek olarak, tek kristal safir
yüksek mukavemet uygulaması gerektiren dental uygulamalarda tercih edilmektedir. A/W
cam seramikler ise yüksek mukavemeti ve kemiğe iyi bağlanma özelliği sayesinde omurganın
iyileştirilmesi durumunda kullanılır.
Biyoseramiklerin doku ile etkileşimi dokunun implanta verdiği yanıta göre değişmektedir.
Dokulara bağlanma şekillerine göre biyoseramikler dört gruba ayrılır ve bunlar Tablo 2’de
özetlenmişlerdir.
Tablo.1: Farklı form ve fazlarda bulunan seramikler.
Form
Toz
Kaplama
Faz
Fonksiyon
Boşluk doldurma, Terapatik tedaviler, Dokuların
yenilenmesi
Doku bağlanması, Pıhtılaşma direnci, Korozyon
direnci
Dokuların iyileştirilmesi, Fonksiyonel kısımların
yer değiştirmesi
Polikristal Faz
Polikristal Cam, Cam-Seramik
Bulk(Yığın) Tek-Kristal, Polikristal cam,Cam-Seramik,
Kompozit
Tablo.2: Biyoseramik implantların doku ile etkileşimi.
Implant Malzemesi
Bağlanma Şekli
İnert
Mekanik Bağlanma
Poroz
Kemik Büyümesi
Biyoaktif
Emilebilir
Örnek
Al2O3,ZrO2
HA, HA kaplanmış poroz metal
Dokularla ara bağlanma Biyoaktif camlar, Biyoaktif cam- seramikler,
HA
Dokularla yer değiştirir TCP, biyoaktif cam
Bu seramiklerden inert malzemeler biyolojik tepki verip yüksek aşınma dayanımı olan
malzemelerdir ancak çekme gerilmeleri altında zayıf kalan mekanik özellikleri nedeniyle
vücutta kullanımları çok uygun değildir. Biyoaktif seramikler ise gelişmiş kemik-doku yanıtı
verip kemik ile bağlanma sağlar fakat yetersiz çekme mukavemeti ve kırılma tokluğuna
2
sahiptirler. Emilebilir olanlar ise zamanla bozunup doğal dokuların yerine geçecek şekilde
tasarlanırlar.
1.1 Biyoinert Seramikler
Seramiklerin biyomalzeme olarak kullanımlarının ve biyouyumlu olmalarının sebebi vücut
içerisinde bulunan (kalsiyum, potasyum, magnezyum, sodyum vb. ) iyonları ve vücut için çok
az toksin (zirkonyum, titanyum) olan iyonları içermeleridir.
Biyoinert seramik malzemelerin temelinde, vücut dokuları ile mekanik birleşme yeteneği
bulunmaktadır. Zira malzeme ile doku arasındaki etkileşim hızı son derece yavaş olduğu için
herhangi bir kimyasal reaksiyon mümkün olamamakta ve bu durum da malzemeye yüksek
ölçüde inertlik kazandırmaktadır. Biyoinert seramik malzemelerin çevresinde vücut dokuları
ile temasa geçtikleri andan itibaren ipliksi bir kapsül oluşmaya başlamakta ve bu kapsül,
malzemenin etrafını tamamen sarmaktadır. Söz konusu bu ipliksi kapsülün kalınlık değeri,
biyoinert seramik malzemesinin türüne göre değişmektedir. Bu ipliksi kapsül, malzemenin
doku ile iletişimini sınırlayıcı bir görev gördüğü için dokudaki büyüme hücrelerinin malzeme
içerisine doğru ilerlemesiyle yeni dokunun gelişmesi zorlaşmaktadır. Ancak bu ipliksi
kapsülün organizmaya karşı herhangi bir toksik etkisi bulunmamakta ve malzeme ile dokular
arasında morfolojik bir sabitlenme sağlanmaktadır. İnert olan seramikler doku ile temas
ettikleri zaman neredeyse yok denecek kadar az reaksiyona neden olmalarına rağmen zamanla
onlarda degradasyona (kimyasal çözünme) ve mekanik aşınmaya maruz kalırlar. Bu esnada
oluşan aşınma ürünlerinin konsantrasyonu ise vücut tarafından düzenlenir.
Önemli biyoinert seramik malzemeler
Alümina: Alüminyum oksit (Al2O3) yani bilinen adı ile alümina, biyoinert seramik
malzemelerin en önemli temsilcisidir. Alüminanın tek kararlı fazı olan α- Al2O3, ‘korundum’
şeklinde adlandırılmakta ve biyomalzeme olarak yoğun bir ilgi görmektedir. Korundum doğal
kristal yapısı içerisinde krom (Cr) iyonu empüriteleri içerirse ‘yakut’, titanyum (Ti) iyonu
emprüteleri içerirse ‘safir’ ve klor (Cl) iyonu emprüteleri içerirse ‘zümrüt’ ismini almaktadır.
Bu empürite çeşidine göre malzemenin rengi de farklılaşmaktadır. Yakut kırmızı, safir mavi
ve zümrüt yeşil renktedir. α-alümina hakkında sürdürülen araştırmalar; safiyeti arttırma, teorik
yoğunluğa yaklaşma, daha ince taneli üretme ve daha iyi mekanik özelliklere ulaşma unsurları
doğrultusunda devam etmektedir.
Yüksek yoğunluk ve saflığa (99.5%) sahip alümina mükemmel korozyon direnci,
biyouyumluluk ve yüksek mukavemet ve aşınma direnci nedeniyle yük taşıyan kalça
implantlarında ve dental uygulamalarda kullanılır. Dental uygulamalarda kullanılan alümina
3
tek kristal safir olsa da biyomedikal uygulamalarda kullanılan çoğu alümina cihazlar 16001800°C’lerde preslenmiş ve sinterlenmiş polikristal α-Al2O3 seramikleridir. Polikristal αAl2O3 seramiklerin mukavemeti, yorulma direnci ve kırılma tokluğu tane boyutu, saflık ve
sinterleme ajanının türüne göre değişmektedir. Ortalama tane boyutu 4µm’den az olan ve
saflığı %99.7’den büyük olan Al2O3 seramikleri iyi eğme ve basma mukavemeti değerlerine
sahiptir.
Zirkonya: Zirkonyum oksit (ZrO2) yani bilinen adı ile ‘zirkonya’, alüminaya alternatif olarak
gösterilen altın renkli bir başka biyoinert seramik malzemesidir. 1980’li yılların sonuna doğru
ismini
sıkça
duyurmaya
başlayan
zirkonya,
alümina
ile
benzer
uygulamalarda
kullanılmaktadır. Alümina’ya göre daha düşük elastisite modülüne, basma dayanımına,
kararlılığa ve daha yüksek çekme dayanımı ile kırılma tokluğuna sahiptir. Böylelikle alümina
ile iyi bir kompozit yapı oluştururlar. Zirkonyanın biyomalzeme olarak en önemli
uygulamaları diş ve kalça protezleridir. Bileşiminde radyoaktif element barındırma riski
zirkonyanın biyomalzeme olarak kullanımını sınırlanmaktadır. Zira uranyum oksit (UO2) ile
benzer yapıya yani florit yapısına sahiptir ve bu nedenle ‘zirkon’ olarak adlandırılan
zirkonyum silikattan (ZrSiO4) veya monoklinik kristal yapısındaki ‘baddeleyit’ minerali gibi
doğal kaynaklardan üretilen zirkonyada bazen az miktar dahi olsa uranyum ve toryum
radyoaktif empüriteleri kalabilmektedir. Bu duruma uranyum ile toryumun kristal yapıda
zirkonyumun yerini alması yol açmaktadır. Radyoaktif elementlerden neredeyse tamamen
arındırma adına her ne kadar yeni cevher zenginleştirme, saflaştırma ve üretim yöntemleri
geliştiriliyor olsa da tüm bu çalışmaların zaman, ekonomik güç gerektirdiği ve yapıda çok az
da olsa halen radyoaktif elementin mevcut olma ihtimali göz ardı edilmemelidir. Radyoaktif
elementlere uzun süreli maruz kalma halinin doğuracağı olumsuz sonuçların ortadan
kalkabilmesi için biyomalzeme üretiminde kullanılacak olan malzemenin bu bileşenlerden
temizlenmiş olması şarttır. Zirkonyanın monoklinik (oda sıcaklığından ~ 1100 °C’ye kadar),
tetragonal (~ 1100 °C’den ~ 2372 °C’ye kadar) ve kübik (~ 2372 °C’den erime sıcaklığı
olan ~ 2680 °C’ye kadar) kristal yapılarına sahip 3 polimorfu bulunmaktadır. Zirkonyanın
gelişmesini tetikleyen en büyük faktör, korundumun zayıf kırılma tokluğu yüzünden arayışlara
gidilmesidir. Zirkonyanın elastikiyeti korunduma göre daha iyidir ve bu durum da malzemenin
kırılma tokluğunun artması anlamına gelmektedir. Diğer seramik malzemelere göre yüksek
kırılma tokluğu sağlamakla birlikte iyi yorulma dayanımı da zirkonyanın olumlu
yönlerindendir. Alümina implantlarda tokluk (5-6 MPa.m1/2) iken tetragonal zirkonya için
kırılma tokluğu (15 MPa.m1/2) değerindedir. Zirkonyanın söz konusu avantajının temelinde
‘dönüşüm toklaştırması mekanizması’ yer almaktadır. Zira sinterleme işlemi tamamlanıp
soğuma aşamasına geçildiğinde sıcaklığın düşmesiyle birlikte zirkonya, tetragonal kristal
4
yapısından monoklinik kristal yapısına dönüşmektedir. Kristal yapının monokliniğe
dönüşümü, tane büyümesinden ötürü % 11’e ulaşan hacim artışı ile sonuçlanmaktadır.
Meydana gelen bu hacim artışı, malzeme yapısında bulunan çatlağı baskılayarak kırılma
enerjisini yutmakta ve çatlağın ilerlemesine engel olmaktadır. Böylelikle çatlağın
ilerleyebilmesi için fazladan enerji ihtiyacı doğmaktadır.
Biyomedikal uygulamalarda kullanılan zirkonya seramikler, yitriya ile stabilize edilmiş
tetragonal zirkonya seramikler (TZP) ve magnezyum oksit ile kısmen stabilize edilmiş
zirkonya (MG-PSZ) olarak iki gruba ayrılır. Zirkonyanın tetragonal kristal yapılı formu,
yitriya (Y2O3) ile stabilize edildiği taktirde çok daha iyi kırılma tokluğu değerlerine
ulaşılmaktadır. Zirkonyadan α-Al2O3 ile kompozit oluşturmak suretiyle de faydalanılmaktadır.
Bu şekilde çok daha uzun servis ömrüne, çok daha yüksek performansa ve daha iyi kaliteye
sahip biyomalzemeler üretilebilmektedir. Ancak daha önce de ifade edildiği üzere zirkonyanın
son derece saf hammaddelerden elde edilmiş olması büyük önem taşımaktadır.
Alümina ve zirkonya seramiklerin fiziksel ve mekanik özelliklerinin karşılaştırılması Tablo3’te verilmiştir. Biyomedikal uygulamalarda kullanılan zirkonyanın dezavantajları ise üç
şekilde özetlenebilir. İlk olarak, fiziksel ortamda çözünür ve mukavemet düşüşüne neden olur.
Aşınma direnci ise alüminaya oranla düşüktür ve son olarak fiziksel ortamda radyoaktif bir
malzeme olmaktadır.
Tablo.3: Ticari alümina ve zirkonya seramiklerin fiziksel ve mekanik özelliklerinin
karşılaştırılması.
Özellik
Birim
Al2O3
TZP
Mg-PSZ
Saflık
%
>99.7
97
96.5
Y2O3/MgO
%
<0.3
3 mol
Yoğunluk
g/cm3
3.98
6.05
5.72
Eğme Mukavemeti
MPa
595
1000
800
Basma
MPa
4250
2000
1850
Young
Modülü
Mukavemeti
GPa
400
150
208
Sertlik
HV
2400
1200
1120
5
7
8
Kırılma Tokluğu
3/2
MN/m
3.4 wt%
Yavaş çatlak ilerlemesi, statik ve çevrimsel kırılma, düşük tokluk, stres korozyonu, çekme
gerilmelerine karşı hassasiyet yük taşıyan uygulamalarda kullanılan seramikler için dikkat
edilmesi gereken en önemli hususlardır. Biyomedikal uygulamalarda en sık kullanılan alümina
ve zirkonyanın kırılma mukavemetleri fiziksel ortamda zamanla çok az düşüş göstermektedir.
Bu avantajlarının yanı sıra bu malzemelerin implant malzemesi olarak biyomedikal
uygulamalarda kullanımı sırasında karşılaşılacak problemler vardır. Bunların en temeli ise
5
elastik modül değerlerinin kemiğin elastik modül değerinden farklı olmasından dolayı
gerçekleşen gerilme yoğunlaşmasıdır. Böyle bir durumda gerilme yoğunlaşması oluşacak ve
bu nedenle elastik modül değeri yüksek olan implant malzemesi bütün yükü taşıyarak zamanla
kemiğin zayıflamasına ve işlevini yitirmesine neden olacaktır Bu sorunu çözmek için ise
elastik modül değeri kemiğe daha yakın olan malzemeler tercih edilmelidir.
1.2 Biyoaktif Seramikler
Biyoaktif seramikler kemik ile etkileşime girdiğinde bağlanma gerçekleştirebilen
seramiklerdir. Bunlar biyoaktif camlar, kalsiyum fosfat seramikler ve hidroksiapatit olmak
üzere üçe ayrılır.
Biyoaktif seramiklerin kendini göstermesi 1970’li yılların başlarına uzanmaktadır. Larry
Hench’in, 1967 yılında seramik ve cam malzemelerin bileşimlerini biyomedikal amaçlar için
kullanma adına gerçekleştirdiği araştırmalar, biyoaktif seramik malzemelerin farkına
varılması yolunda ilk ve diğer çalışmalara temel oluşturan adımlardır.
Biyoaktif seramiklerin fonksiyon prensibi, çevresini saran vücut dokuları ile direkt olarak sıkı
biyokimyasal bağlar kurmaktır. Dolayısıyla biyoinert seramik malzemelerde görülen ipliksi
kapsül oluşumu söz konusu değildir. İsminden de anlaşılacağı üzere biyoaktif seramik
malzemelerin biyolojik aktiviteleri yüksek olduğu için doku hücrelerinin, biyomalzeme
içerisine doğru büyüme eğilim ve yetenekleri çok iyidir.
Biyoaktif malzemelerin implant malzemesi ile etkileşimi sırasında seramik yüzeyinde
çözünme, çökelme ve iyon değişimi gibi reaksiyonlar gerçekleşerek karbonat içeren
kalsiyumca fakir hidroksiapatit oluşumu gerçekleşir. Değişen malzeme yüzeyinde proteinlerin
ve diğer biyolojik moleküllerin absorbsiyonu gerçekleşir ve hücreler seramik yüzeyinde kemik
büyümesi
gerçekleştirir.
‘Osteointegrasyon’
olarak
tanımlanan
kemik
ile
birleşme/bütünleşme, biyoaktif seramik malzemelerin sunduğu en önemli avantajlardandır.
Biyoaktif malzeme ile doku arasında ipliksi kapsül mevcut olmadığından malzeme gevşek bir
halde
kalmamaktadır
ve
uygulanan
gerilimleri
çok
daha
kuvvetli
bir
şekilde
karşılayabilmektedir. Kemiği onarma, destekleme veya yenileme gibi uygulamalarda
malzemenin kemik dokuları ile aktif bağlar kurarak onunla bir bütünlük oluşturabilmesi;
vücudun tedaviye daha kolay cevap vermesinde ve acının azalmasında, hızlı bir şekilde verim
alınabildiğinden günlük yaşantının eskisi gibi sürdürülmesinde ve mükemmel biyouyumluluk
sayesinde kişiye uzun süreli rahatlık kazandırmasında etkili olmaktadır.
1.2.1 Biyoaktif camlar ve cam seramikler
6
Biyoaktif camlar diğer biyoaktif seramiklere oranla daha çok kemik büyümesi
gerçekleştirirler. Larry Hench’e ait olan 45S5 biyocamı kemik ile kimyasal bağ gerçekleştiren
ilk yapay malzeme olarak bilinir ve bu malzemenin keşfinden sonra biyoaktif cam üzerine
çalışmalar artırılmıştır. In vivo çalışmalar göstermektedir ki biyoaktif camlar diğer biyoaktif
seramiklere göre kemik ile daha çabuk bağ oluşturmaktadır. In vitro çalışmalarda ise biyoaktif
camdan çözünen ürünlerin kemik üretimi için gerekli olan osteoblast ve osteositleri oluşturarak
osteprogenitor hücrelerini aktivite ettiği görülmüştür.
Aynı zamanda biyoaktif camlar in vitro ve in vivo olarak anjiyogenez özellik de
göstermektedir. Bu özellik fizyolojik bir süreç olup mevcut olan damarlardan filizlenme yolu
ile yeni kan damarlarının oluşması ve gelişmesi anlamına gelir. Bunun yanında biyoaktif
camların antibakteriyel etkisi olduğu da gözlenmiştir. Cam-seramiklerin ve biyoaktif camların
osteoblast davranışları farklı iyonların yapıya eklenmesiyle beraber değiştirilebilir.
Seramik ve cam-seramikler yüksek basma dayanımına sahip olmalarına rağmen düşük çekme
veya eğme dayanımına sahiptirler. Bu yüzden seramik malzemeler genel anlamda yük taşıyıcı
implant malzemesi olarak kullanılmak yerine daha çok yük taşımayan uygulama alanlarında
tercih edilmektedir. Diğer bir uygulama alanı ise bu malzemelerin bir metal veya yük
taşıyamaya elverişli bir biyomalzemeye kaplama olarak kullanılmalarıdır. Seramik ve cam
biyomalzemelerin mekanik özellikleri Tablo-4’de verilmiştir.
Tablo-4: Seramik ve cam-seramiklerin mekanik özellikleri.
Malzeme
E (GPa)
Basma Mukavemeti
Kopma Dayanımı
350
(Mpa)
Alümina
380
4500
(MPa)
Biyocam-Seramik
22
500
56-83
Kalsiyum Fosfat
40-117
510-896
69-193
Pirolitik Karbon
18-28
517
280-560
1.2.2 Kalsiyum fosfatlar
Zamanla dokunun yerine geçen emilebilir seramiklerdir. Bunlara örnek olarak alümina
kalsiyum fosfat, hidroksiapatit ve trikalsiyum fosfat (TCP) verilebilir. Bu seramiklerin
vücuttaki çözünme hızları birbirinden tamamen farklıdır.
Sulu ortamlarda ve düşük sıcaklıkta (<900°C) genellikle hidroksiapatit olup kuru ortam ve
yüksek sıcaklıkta TCP formda olurlar. Bu iki formun da apatit kısmı kemik yapısının mineral
kısmına çok benzediği için doku ile uyumludur ve granül yapıda ya da katı bloklar halinde
kemik dolgu malzemesi olarak kullanılır.
Hidroksiapatit ve TCP’nin in vivo ve in vitro çözünürlükleri birbirinden farklıdır ve
çözünürlük parametresi kompozisyon, kristalinite ve çözeltinin pH değerine bağlıdır.
7
Özetlenecek olursa emilebilir kalsiyum fosfat seramiklerin vücut içi çözünürlük miktarları αTCP > β-TCP > HA şeklindedir.
Hidroksiapatitin vücut içi çözünürlüğü çok yavaş iken β-TCP fazın çözünürlüğü ona nazaran
hızlıdır. Bu yüzden optimum çözünürlük değerine sahip, uzun süreli kullanılabilir implant
malzemesi elde edebilmek için HA/TCP karışımı ikili faz yapıları kullanılmaktadır.
Günümüzde implant ve protez endüstrisinde yoğun bir şekilde kullanılan ve ticari açıdan çok
geniş bir yelpazeye hitap eden bu malzemelerin ne yazık ki dayanımları düşüktür ve yük
taşıyan implant uygulamalarında kısıtlı olarak kullanılırlar.
1.2.3 Hidroksiapatit
Biyoaktif seramik malzemeler ve kalsiyum fosfatlar arasında en tanınan mineral olan
hidroksiapatit (HA), ‘apatit’ bileşik ailesinin bir üyesidir. Apatit ailesi fosfat minerallerinden
oluşup genellikle OH-, F-, ve Cl- iyonlarını içeren sırasıyla hidroksiapatit, florapatit, klorapatit
olarak bilinen bir gruptur. İlk kez 1789 yılında Alman jeolog Abraham Gottlob Werner
tarafından kullanılan apatit terimi, Latince ‘apatê’den türemiş olup ‘yanılma/aldanma’
manasını taşımaktadır. Zira apatitler, birçok formda ve renkte bulunabilmekte; dolayısıyla
beril veya turmalin gibi başka mineraller ile karıştırılabilmektedir. Mohs sertlik derecesi 5 olan
apatit mineralleri ailesini, benzer kristal yapısı taşıyan ve farklı bileşimlerdeki kalsiyum fosfat
esaslı bileşikler oluşturmaktadır. Apatit grubunun genel kimyasal formülü Ca10(PO4)6(OH, F)2
şeklinde ifade edilmektedir. ‘Osteokondüktif’ yani hücre ve doku büyümesini destekleyen bir
malzeme olan hidroksiapatitin gözenekli formları kemiğin gelişip yenilenmesine yoğun
formlarına göre daha fazla destek olmaktadır. Hücrelerin büyüyüp dokuyu geliştirebilecekleri
boşluklar sayesinde doku ile malzemenin kaynaşma aktivitesi daha hızlı bir şekilde
gerçekleşmektedir. Ayrıca vücut sıvılarının malzemeye kolayca erişebilmesi bakımından
gözenekli bir yapıdan faydalanılması daha avantajlıdır. Her ne kadar boşluklu (poroz)
malzemeler, yoğun malzemelere göre mekanik açıdan genellikle daha zayıf bir performans
sergilese
de
kompozit
yapıların
kullanımı
bu
durumun
giderilmesine
alternatif
oluşturabilmektedir.
Hidroksiapatit, Ca10(PO4)6(OH)2 formülü ile gösterilir. İçerisinde bulunan kalsiyum-fosfat
oranının (Ca/P) doğal kemik ve dişe yakınlığından dolayı biyoaktif olan hidroksiapatit klinik
uygulamalarda implant malzemesi olarak sıkça kullanılmaktadır.
Hidroksiapatit P 63/m uzay grubunda ve hegzagonal yapıda bir malzeme olup kafes
parametreleri (a,b: 0,9432 nm) ve (c: 0,6101 nm) değerlerindedir.
8
Bileşimi bakımından ele alındığında hidroksiapatitteki ağırlıkça kalsiyum ve fosfor yüzdeleri
sırasıyla 39,84 ve 18,52 ve Ca/P oranı mol yüzdesi olarak 1,67’dir. Bu durum, kemiğe
yoğunluğunu ve mukavemetini sağlayan kalsiyum ile fosfor kaynağının hidroksiapatit
olduğuna işaret etmektedir. Apatit ailesinin üyesi olan, genellikle kalsiyumca fakir veya
karbonapatit olarak bilinen biyolojik apatitler ise stokiometri, kompozisyon, fiziksel ve
mekanik
özellikler
olarak
hidroksiapatitlere
oranla
farklılık
göstermektedirler.
Hidroksiapatitin üretimi için doğal kaynaklardan (sığır kemikleri, mercan kayalıkları, fildişi,
midye kabuğu, yumurta kabuğu vb.) yola çıkma fikri üzerinde uğraş verilmekte ve çalışmalar
gerçekleştirilmektedir. Ancak ‘biyolojik apatit’ olarak adlandırılan malzemelerden elde edilen
hidroksiapatit, stokiyometrik değildir ve yapısında kalsiyum eksikliği mevcuttur. Kalsiyumun
yerine karbonat grubu (CO3)-2 yer almaktadır. Bu tip apatitlere, karbohidroksiapatit veya
karbonat apatitleri adı verilmektedir. Mineral ismi ‘dahlit’ olarak bilinen karbohidroksiapatitin
kimyasal formülü (Ca,Mg,Na)10(PO4,CO3)6(OH)2 şeklinde belirtilmektedir ve kristal
yapısında iyon yer değiştirmelerinin( özellikle (CO3)-2) yol açtığı kafes hataları bulunmaktadır.
Bahsedilen kafes hataları, kristalliği azaltmakta ve malzemenin kararlılığını zayıflatarak
emilimi/çözünme eğilimini arttırmaktadır. Biyolojik apatitler sentetik apatitlere oranla daha
çok osteokondüktif olup yeni kemik oluşumunu daha çok desteklemektedir. Biyolojik ve
sentetik apatitlerdeki bu farkı fizikokimyasal faktörlere ve apatitlerin yüzey özelliklerine
bağlayabiliriz.
Hidroksiapatit esaslı malzemeler biyouyumlu, biyoeğilimli ve osteokondüktif olduğu için
yapay kemik dolgu malzemesi olarak sıkça kullanılmaktadırlar. Diğer kalsiyum fosfat
gruplarına oranla hidroksiapatitin doku ile yer değiştirmesi yavaş olduğu için kemik
büyümesinin gerçekleşmesi zor olmaktadır. Gözenekli yapıya sahip olan hidroksiapatitlerin
biyoaktiviteleri ve non-toksik olma özellikleri daha yüksektir. Yapılarında bulunan bu
gözenekler (porlar) sayesinde kemik ile daha iyi bağlanma gösterirler ve bu da mekanik
özelliklerinin daha yüksek olmasını sağlar.
Düşük kırılma tokluğuna sahip olan hidroksiapatit yük taşıma gerektiren yapay kemik ve yapay
diş uygulamalarında çok sık tercih edilmemektedir. Yük taşıyan uygulamalarda kullanabilmek
için partikül, visker, plaka, kısmen stabilize edilmiş zirkonya (PSZ), nano partiküller gibi çeşitli
güçlendirici takviye elemanları ilave edilerek veya mikroyapı kontrolü ile hidroksiapatitin
kırılma tokluğunun arttırıldığı görülmüştür. Hidroksiapatitin gözenekli yapılar halinde
kullanılması yaygın bir uygulamadır. Gözeneklilik makro (por çapı > 100 µm) ve mikro (por
çapı < 10 µm) ölçeklerde olabilmektedir. Porozite, yüzey alanını arttırarak kemik hücresi
gelişimi için daha fazla alan sağlamaktadır. Böylece yeni hücrelerin malzemeye adhezyonu ve
vücut sıvılarının dolaşımı kolaylaşmaktadır ancak gözenekli yapıların mekanik etkilere karşı
9
mukavemeti yoğun yapılara göre daha zayıftır. Hidroksiapatitin belirli bir yoğunluk ve
mukavemet kazanabilmesi için sinterlenmesi, 950-1300 ºC sıcaklık aralığında olmaktadır. ~
1300 ºC’den itibaren hidroksiapatit kararlılığını yitirerek dekompoze olmaya eğilim
göstermektedir. Sinterleme sıcaklığının 1300 ºC’nin üzerinde olduğu durumlarda hidroksiapatit
parçalanmaktadır. Sinterleme sıcaklığının gereken değerden daha yüksek olması, tane
büyümesine dolayısıyla da mukavemet düşüşüne sebebiyet vermektedir
Hidroksiapatit elde etmek için kimyasal çöktürme, mikroemülsiyon, hidroliz gibi çeşitli
yöntemler mevcut olmasına rağmen en ekonomik ve biyolojik olarak en güvenli yöntem
hayvan kemiği, balık kılçığı, yumurta kabuğu ve diş gibi biyolojik kaynaklardan kalsinasyon
sonucu elde edilendir.
İyonik bir karakter sergileyen hidroksiapatitin kimyasal formülünde yer alan iyonlar, yerlerini
farklı iyonlara kolayca bırakabilmektedir. Örneğin (OH)- iyon grubu ile F- iyonunun yer
değiştirmesi sonucu florapatit fazı ortaya çıkmaktadır. Benzer yer değişimleri, Mg+2 ile Ca+2
iyonları veya (CO3)-2 ile (PO4)-3 iyon grupları arasında gerçekleşebilmektedir. Böylelikle kristal
yapısı, kararlılık, çözünebilirlik, termal stabilite gibi özelliklerde değişim meydana gelmektedir.
Yüksek derecede biyoaktiflik hidroksiapatitin göze çarpan en önemli niteliği olarak ifade
edilebilmektedir. Vücuda yerleştirilen malzemenin etrafında ipliksi kapsül oluşumu yerine
yalnızca malzeme – doku arayüzeyi meydana gelmektedir ve bu arayüzeyde malzeme ile doku
(kemik) arasında kurulan biyokimyasal bağlar dikkat çekmektedir.
1.2.3.1 Biyolojik Hidroksiapatit
Vücutta bulunan kemik, diş, enamel kısımların mineral fazını oluşturan biyolojik apatitler
kompozisyon, stokiometri, fiziksel ve mekanik özellikler olarak hidroksiapatitten farklılık
göstermektedir. Biyolojik apatitler genellikle kalsiyumca fakir ve hidroksiapatit latis
noktalarında farklı yer alan atomları bulundurabilen yapıdadırlar. Biyolojik apatitler genel
olarak (Ca, M)10(PO4, CO3,Y)6(OH, F, Cl)2 kimyasal formülü ile bilinen ve M (küçük ve eser
miktardaki elementleri ifade eder) yerine Na, K, Mg ve Y yerine ise asit fosfat ve sülfatlar gibi
çeşitli fonksiyonel gruplar bulundurabilen yapılardır. Biyolojik apatitler sentetik apatitler ile
karşılaştırıldığı zaman yer değiştirme mekanizması gözlenerek fosfat grupları yerine karbonat
grupları gelirken kalsiyum yerine sodyum iyonları gelmektedir.
Yer alan atomlarının varlığı ve kompozisyondaki farklılık nedeniyle biyolojik hidroksiapatit
sentetik hidroksiapatitten fiziksel ve mekanik özellikler olarak farklılık göstermektedir. Sentetik
hidroksiapatit eldesi günümüzde ticari olarak yoğun bir şekilde sürmektedir. En önemli üretim
biçimlerinden biri Sol – Gel yöntemidir. Ticari hidroksiapatitin kristalliği ve kararlılığı
stokiyometrik olmasından ötürü çok daha iyidir . (Ca/P) molar oran parametresi, mineralin
10
biyomalzeme olarak kullanılma sınırları konusunda belirleyici bir rol üstlenmektedir.
Biyomalzeme uygulamaları için (Ca/P) molar oranının en az (1/1) olması gerekmektedir. (Ca/P)
molar oranı (1/1)’den düşük olan kalsiyum fosfat mineralleri, biyomalzeme olarak kullanıma
uygun değildir. Zira (Ca/P) molar oranı, (1/1)’den düşük olduğu taktirde asitlik derecesi ve
kalsiyum fosfat mineralinin çözünme eğilimi artmaktadır. (Ca/P) molar oranı (1/1)’in üzerinde
ise asidite ve ona bağlı olarak çözünme eğilimi azalmaktadır. Stokiyometrik hidroksiapatitin
(Ca/P) molar oranı 1,67 olup ideal değerdir ve bir tepe noktası olarak düşünülebilmektedir.
Hidroksiapatit en iyi mukavemete, çözünme direncine ve kristalliğe (Ca/P) molar oranı 1,67
iken ulaşmaktadır. Hidroksiapatit, vücut sıvısının korozif, değişken pH’lı etkilerine karşı en
kararlı kalsiyum fosfat fazıdır. Ancak bu noktada hidroksiapatitin stokiyometrik olması önem
kazanmaktadır. Hidroksiapatitin vücut sıvılarındaki stabilitesi, (Ca/P) molar oranı ile
doğrudan bağlantılıdır. (Ca/P) molar oranı 1,67’nin altında ve üzerinde olması durumunda
hidroksiapatitin mukavemeti düşmekte ve yapı, vücut sıvılarında çözünme davranışı
göstermektedir. (Ca/P) molar oranı düştükçe kalsiyum fosfatların hem çözünürlüğü hem de
hidroliz hızı artmaktadır. Hidroksiapatitin (Ca/P) molar oranı 1,67’nin altında olduğu zaman
trikalsiyum fosfat (TCP) fazına dönüşme eğilimi söz konusu olmaktadır. (Ca/P) molar oranı
1,5 olan trikalsiyum fosfat fazının kararlılığı hidroksiapatite göre çok daha zayıftır ve vücut
sıvılarının agresif ortam koşullarına direnç gösteremeyerek çözünmektedir ki bu özelliği onun
biyoemilebilir bir malzeme olmasını sağlamaktadır. Hidroksiapatitin sulu ortamlarda 4,2-8,0
pH aralığında kararlı kaldığı bilinmektedir ve bu durum, pH değeri temasta bulunduğu
dokulara göre değişebilen vücut sıvıları için dayanıklı bir kalsiyum fosfat minerali olduğuna
işaret etmektedir. Apatit grubu bileşiklerin vücut sıvıları içerisindeki çözünürlükleri en
yüksekten en aza doğru şu şekilde sıralanabilmektedir: TTCP > ACP > α-TCP > β-TCP >
HA> TTCP, tetrakalsiyum fosfat fazını temsil etmekte olup hidroksiapatit mineralinin
dekompozisyonu sonucu trikalsiyum fosfat fazı ile birlikte oluşan diğer bir üründür. ACP,
amorf kalsiyum fosfat fazını ifade etmektedir. α-TCP ve β-TCP fazları, trikalsiyum fosfat
mineralinin farklı sıcaklıklarda kararlı olan polimorflarıdır. Hidroksiapatitin hem kimyasal
hem de kristalografik açıdan doğal insan kemiği ve diş minesine uyumlu olması, onun çok
daha güvenli ve verimli bir şekilde fonksiyon göstermesini sağlamaktadır. Tablo-5’de
biyolojik apatit ve sentetik hidroksiapatitlerin mekanik ve fiziksel özelliklerini özetlemektedi.
Tablo-5: Biyolojik ve sentetik apatitlerin mekanik ve fiziksel özellikleri.
Özellik
Enamel
Kemik
Sentetik Hidroksiapatit
Kafes Parametresi
a
c
0.9441
0.6882
0.9419
0.6880
0.9422
0.6880
11
Kristal boyutu(nm)
130x30
25x(2.5x5.0)
Mikrometre mertebelerinde
Elastik Modül(GPa)
14
7-30
10
Çekme Mukavemeti(MPa)
70
50-150
≈100
Karbonapatit olarak da bilinen biyolojik hidroksiapatitler Tip A ve Tip B olmak üzere ikiye
ayrılırlar. Tip A olması durumunda karbonat grubu OH grubu yerine geçerek a-ekseninde
artışa ve c-ekseninde ise düşüşe neden olurlar. Tip B olması durumunda ise karbonat grubu
fosfat grubu yerine geçerek a-ekseninde düşüşe neden olup c-ekseninde artış yaratırlar.
Biyolojik apatitler ise Tip B özelliği gösteren sentetik karbonapatitlere benzemektedir.
1.2.3.2 Yoğun Hidroksiapatit
Trikalsiyum fosfat seramiklerin sert doku uygulamalarında kullanımı 1920’li yıllara
dayanmaktadır fakat hidroksiapatit tozlarının sinterlenerek medikal uygulamalarda kullanımı
ise ilk olarak 1970 yıllarında Monroe ve arkadaşları tarafından gerçekleştirilmiştir.
Günümüzde kullanılan ileri teknoloji seramiklerinin çoğu önce tozların istenilen şekle
sokularak kompaklanması ardından yüksek sıcaklıkta sinterlenerek porların azaltılarak daha
yoğun bir yapının elde edilmesi ile üretilmiştir. Densifikasyon, sinterleme prosesinin ana
amacıdır ve aynı zamanda malzemenin elektriksel, manyetik, optik ve mekanik özelliklerinin
sinterleme sırasında oluşan kimyasal ve fiziksel değişikliklerden dolayı değişiklik gösterdiği
gözlenmiştir.
Sinterleme işlemi tane boyutu, tane şekli, porozite ve por boyutu gibi özellikleri etkileyerek
mikroyapısal değişiklikler yaratırken aynı zamanda taneler ve tane sınırlarında kimyasal
kompozisyonda farklılık yaratarak kalsiyum-fosfat seramiklerinin mekanik ve biyolojik
özelliklerini etkileyebilirler.
Saf HA, Ca10(PO4)6(OH)2, teorik kompozisyon olarak ağırlıkça %39.68 Ca, %18.45 P
içermektedir. Ca/P oranı ise ağırlıkça 2.151 iken mol olarak 1.667 değerindedir. Yoğun
hidroksiapatitlerin Ca/P oranları içerisindeki β-TCP/HA oranına göre değişim göstermektedir.
Eğer Ca/P oranı 1,67 ise X ışını difraktometresi sonucunda sadece HA fazı gözlenir. Fakat
Ca/P oranının 1,67’den düşük olması durumunda ise β-TCP, TTCP, Ca4P2O9 ve Ca4(PO4)2
gibi fazlar oluşmaktadır. Bu oranın 1.67’den büyük olması durumunda ise HA ile beraber CaO
fazının oluşumu gözlenmiştir.
1.2.3.3 Poroz Hidroksiapatit
Poroz hidroksiapatit seramikleri genelde kemik tedavi uygulamalarında kullanılmaktadır.
Makroporoziteye sahip malzemelerin yoğun malzemelere kıyasla gelişmiş biyouyumluluk
12
göstermeleri nedeniyle yük taşımayan bölgelerde kemik dolgusu olarak da kullanımlarına olan
ilgi artmıştır. En büyük avantajları ise yapısında bulunan makroporoziteler sayesinde kemik
büyümesine ve tutunmasına olanak sağlamasıdır. Bütün bu avantajlarının yanında poroziteler
mekanik özelliklerin düşüşüne ve korozyona neden olabilir.
Otogreft (Terim; Bir dokunun aynı kişinin bir bölgesinden alınıp başka bir bölgesine
nakledilmesi) malzemelerin azlığı ve allogreftlerin (Terim; Allogreft genetik olarak aynı
kimliğe sahip olmayan aynı türe ait iki canlı arasında yapılan doku veya organ nakilleri)
yarattığı sağlık riskinden dolayı sentetik kemik ve sert doku malzemelerine ihtiyaç
artmaktadır. Bu uygulamalarda HA tercih edilmesinin sebebi ise sert doku uygulamalarında
kullanılacak olan bu malzemenin kimyasal, mekanik ve morfolojik olarak dokuya
benzerliğidir.
1.3
Biyoemilebilir Seramikler
Biyoemilebilir seramik malzemeler, vücuda yerleştirildiğinde malzeme etrafında ipliksi bir
kapsül oluşumu ya da doku ile malzeme arasında bir arayüzeyin varlığı söz konusu değildir.
Biyoemilebilir malzeme, zamanla yerini etrafını saran vücut dokularına bırakmaktadır.
Böylelikle biyoemilebilir malzeme, dokudan ayırt edilemeyecek hale gelmektedir. Bu durum,
alümina ve hidroksiapatit gibi vücut içerisine yerleştirildikten sonra hiç bozulmadan yıllarca
kalabilen biyoseramik malzemeler göz önünde bulundurulduğunda bir avantaj olarak
düşünülebilmektedir ki biyoemilebilir malzemenin bozunması ile kemik oluşumunun eş
zamanlı olarak meydana gelmesi vücut için ideal bir olaydır. Yüksek derecede poröz bir yapıda
üretildiği takdirde biyoemilebilir malzemenin emilim prosesi ayrıca bir hız kazanmaktadır.
1969 yılından beri kullanım alanı bulan biyoemilebilir seramiklerin parçalandıkları zaman
vücuda zararlı bileşenler bırakmayan malzemeler olduğunu; ancak bu parçalanma sürecinin
aynı zamanda malzemenin mekanik açıdan zayıflama süreci olduğunu da belirtmek
gerekmektedir.
Biyoemilebilir malzemelerin bozunma prosesini hızlandırıcı yönde etki eden faktörler aşağıda
ifade edilmektedir:

Malzemenin tane ve kristal boyutu küçülüp dolayısıyla yüzey alanı arttıkça (Tozlar,
yüzey alanının en fazla olduğu yapılar olup yoğun katı, yüzey alanının en az olduğu
yapıdır ve gözenekli yapılar, yüzey alan değeri bakımından tozlar ile yoğun katı
arasında yer almaktadır.)

Malzemenin kristalliği azaldıkça ve kristal hataları arttıkça (Kalsiyum fosfat minerali
yapısında iyon veya iyon grubu yer değişimleri olduğu takdirde mineralin kristal yapı
13
özellikleri farklılaşabilmekte ve kristalliği azalabilmektedir. Bu durum, yapının
kararsızlaşmasına ve çözünme eğilimi göstermesine neden olmaktadır. Mesela
hidroksiapatitte CO3-2, Mg+2 ve Sr+2 iyonlarının yer alması, mineralin stabilitesini
zayıflatmaktadır.)

Malzemenin porozitesi arttıkça (Gözeneklerin çok sayıda olması, vücut sıvılarının
malzeme derinliklerine hızla ilerleyebilmesine fırsat tanımaktadır.) Ayrıca çeşitli
biyolojik etmenler de biyoemilebilirliği hızlandırabilmektedir.
Biyoemilebilir malzemelerin bozunma prosesini yavaşlatıcı yönde etki eden faktörler ise şu
şekilde açıklanabilmektedir:

Hidroksiapatit yapısında F- iyonlarının yer alması (Flor iyonu, yapıya kararlılık
kazandırarak çözünme kinetiğini yavaşlatmaktadır.)

‘Çift
fazlı
bileşikler’
olarak
adlandırılan
β-TCP/HA
(veya
α-TCP/HA)
kombinasyonlarında β-TCP bileşeninden daha az miktarda olması, emilebilirliği
azaltmaktadır. Zira β-TCP, hidroksiapatite göre çok daha hızlı bir şekilde çözünebilen
bir kalsiyum fosfat mineralidir.
Trikalsiyum Fosfat (TCP): Biyoemilebilir seramik malzemelerin en bilinen üyesi olan
trikalsiyum fosfat (TCP), 1920’li yıllarda kemik boşluklarını doldurmak amacı ile
kullanılmaktaydı. Biyomedikal uygulamalar için biyoemilebilirlik özelliğinin avantaj
sağladığına inanılan trikalsiyum fosfat, ((Ca, Mg)3(PO4)2) genel kimyasal formülüne ve 1,5
(Ca/P) molar oranına sahiptir. Trikalsiyum fosfat, hidroksiapatit dekompoze olduğunda elde
edilen ürünlerden biridir ve (Ca/P) molar oranının 1,5 olması nedeniyle hidroksiapatite göre
çok daha kolay bir şekilde bozunabilmekte bir başka deyişle vücut tarafından seri bir şekilde
emilebilmektedir. Trikalsiyum fosfat, hidroksiapatite göre daha düşük bir mukavemete
sahiptir ve bu durumun temelinde yine azalan (Ca/P) molar oranı yer almaktadır. Trikalsiyum
fosfat, hidroksiapatit fazı ile beraber bulunduğu ortamlarda da biyolojik çözünmeyi
hızlandırıcı etkisini göstermektedir. Hidroksiapatitin trikalsiyum fosfata dönüşme eğiliminin;
sisteme dahil olan yabancı maddelerin varlığı, yüksek sinterleme sıcaklıkları (~ 1300 ºC’nin
üzerinde) gibi sebeplere bağlı olarak arttığı belirtilebilmektedir.
Trikalsiyum fosfatın 4 adet polimorfu bulunmaktadır. Söz konusu polimorflar aşağıda kısaca
açıklanmıştır:
1. β-TCP: Trikalsiyum fosfatın düşük sıcaklık formu (< 1300 ºC) olan bu faz, β- Ca3(PO4)2
kimyasal formülü ile tanımlanmaktadır. Yapısal benzerliğinden ötürü ‘Whitlockite’
14
mineral ismiyle de anılan β-TCP, hekzagonal kristal yapısına sahiptir. Whitlockite
minerali, çok az yüzdelerde Fe, Mn ve Mg gibi empüriteler içermektedir.
2. βI-TCP: βI-Ca3(PO4)2 kimyasal formülü ile tanımlanan ve yüksek basınç altında kararlı
olan bir fazdır.
3. α-TCP: Trikalsiyum fosfatın yüksek sıcaklık formu (> 1300 ºC) olan bu faz, αCa3(PO4)2 kimyasal formülü ile tanımlanmakta olup ortorombik kristal yapısına sahiptir.
4. αI-TCP: αI-Ca3(PO4)2 kimyasal formülü ile tanımlanmakta olup 1470 ºC’nin üzerinde
kararlı olan bir fazdır ve monoklinik kristal yapısına sahiptir. Trikalsiyum fosfat fazı,
vücut içerisinde iken su veya vücut sıvıları ile etkileşime girerek hidroksiapatit
oluşturmaktadır. Böylece trikalsiyum fosfatın çözünebilirlik derecesi, hidroksiapatite
yaklaştığı için sistemin pH’ı düşmektedir. Bu şekilde trikalsiyum fosfatın çözünürlüğü
artmakta ve emilim de hızlanmaktadır. Atmosferde suyun var olmadığı ortamlarda
trikalsiyum fosfat, kararlı faz olarak kalmaktadır.
4Ca3(PO4)2 + 2H2O → Ca10(PO4)6(OH)2 + 2Ca+2 + 2HPO4-2 Biyoaktif hidroksiapatit ile
biyoemilebilir α veya β-trikalsiyum fosfat seramik malzemelerinin birlikteliğinden meydana
gelen ‘biphasic’ yani ‘çift fazlı’ kalsiyum fosfat yapıları, biyobozunmanın daha yavaş olarak
gerçekleşmesinin hedeflendiği kimi biyomalzeme uygulamaları için fonksiyonel bir alternatif
olarak karşımıza çıkmaktadır. Bahsedilen kalsiyum fosfat karışımlarının kararlılığı, yapıya
katılan α veya β-TCP fazının miktarına bağlıdır. Zira trikalsiyum fosfat miktarının
hidroksiapatitten daha fazla olduğu durumlarda biyoçözünürlük hızı daha yüksek olmaktadır.
Hidroksiapatitin daha fazla olduğu hallerde ise karışımın stabilitesi daha iyidir. Ancak α-TCP
ile β-TCP fazları kıyaslandığında α-TCP’nin β-TCP’ye göre yeni kemik oluşumunda biyolojik
açıdan çok daha etkin olduğu tespit edilmiştir. Çift fazlı kalsiyum fosfat malzemelerinde,
trikalsiyum
fosfat
fazının
biyoemilebilirliği
hidroksiapatitin
biyoaktifliği
ile
dengelenmektedir.
Biyoseramik Malzemelerin Dokularla Etkileşimi
Canlı dokuya yerleştirilen tüm malzemeler, bu dokudan tepki alırlar. Bu tepki doku implant
ara yüzeyinde oluşur ve Tablo.6’ da sıralanan çeşitli faktörlere bağlı olur. Bu faktörlere bağlı
olarak implant malzemeye olan doku cevabının dört türünden bahsedilebilir:

Malzeme toksikse, çevresindeki doku ölür.

Malzeme toksik değil ve biyoinertse, değişik kalınlıklarda fibroz doku oluşumu
gerçekleşir.

Malzeme toksik değil ve biyoaktifse, doku implant arayüzeyinde bağlanma gerçekleşir.

Malzeme toksik değil, fakat çözünür yapıdaysa, çevresindeki doku, implantın yerini alır.
15
Tablo-6: İmplant doku arayüzey ilişkisini etkileyen faktörler
Doku Tarafı
İmplant Tarafı
Doku tipi
İmplant bileşimi
Doku yaşı
İmplanttaki faz sayısı
Doku sağlığı
Faz sınırları
Doku içi kan sirkülasyonu
Yüzey morfolojisi
Arayüzey hareketliliği
Yüzey gözenekliliği
Arayüzey kan sirkülasyonu
Kimyasal reaksiyon
Boyutlar arası uygunluk
Boyutlar arası uygunluk
Mekanik yükleme
Mekanik yükleme
Biyoseramiklerin türüne bağlı olarak gözlenen doku cevapları farklı olur. Ayrıca Tablo-7'de
yer alan diğer faktörler de bu cevaplarda etkilidir. Seramik implantların en ilgi çekici
özelliklerinden biri, doku için zehir etkisi oluşturmamasıdır. Dokuların çok karşılaşılan bir
tepkisi de, dokunun implant çevresinde ipliksi bir kapsül üretmesi. Bu ipliksi doku, organizma
tarafından implanta karşı bir duvar örmek için veya implantı izole etmek için üretilir. Kısacası,
bir çeşit korunma mekanizmasıdır ve implant, zamanla ipliksi doku ile tamamen kaplanarak
doku yüzeyinden uzaklaştırılır. Metaller ve çok sayıda polimer, bu çeşit bir tepkiye neden
olurlar. Alümina ve zirkonya gibi hemen hemen inert sayılabilecek seramikler de, ara yüzeyde
ipliksi doku oluşumuna neden olurlar. Ancak, optimum koşullarda bu doku son derece incedir.
Kimyasal reaktifliği çok yüksek olan metal implantlardaysa daha kalın ara yüzey tabakaları
oluşur. Ara yüzeydeki uyumluluk ve hareketlilik de tabakanın kalınlığını büyük ölçüde etkiler.
Üçüncü bir doku tepkisiyse, implantla doku arasındaki ara yüzeyde bağlanmanın
gerçekleşmesidir. Bu yüzey, "biyoaktif yüzey" olarak adlandırılır. Bağlanma, implantla doku
arasındaki hareketliliği engeller, ayrıca implantın vücut tarafından dışlanması da engellenmiş
olur.
Dördüncü tür etkileşimdeyse, implant malzeme, onarım işlemi tamamlandığında çözünür ve
kendisini çevreleyen doku tarafından emilerek yok edilir. Bu nedenle emilebilir (rezorbe
edilebilir) cinste biyomalzeme kullanıldığında, bu malzemenin vücut sıvılarınca kimyasal
açıdan parçalanabilir yapıda olmasına dikkat edilmelidir. Bozunma ürünleri de zehirli
olmamalı ve hücrelere zarar vermeden dokudan uzaklaştırılmalıdır. Çizelge 3.7' de
biyoseramik türüne bağlı olarak gözlenen doku cevapları özetlenmiş bulunmaktadır.
Tablo-7: Biyoseramiklerin doku cevabına göre sınıflandırılması
İmplant Türü
Gözeneksiz, inert ve yoğun
seramikler
Doku Cevabı
Çok ince fibroz doku oluşumu
(morfolojik sabitleme)
16
Örnek
Alumina, Zirkonya
Gözenekli, inert seramikler
Hidroksiapatit, HA
Haile kaplanmış metaller
Gözeneksiz,biyoaktif seramikler
Gözenek içerisinde doku büyümesi
(biyolojik sabitleme)
Doku-implant arayüzey bağlanması
(biyoaktif sabitleme)
Rezorbe olan seramikler
Emilme
Trikalsiyum fosfat
Biyoaktif camlar
Biyoaktif camlar
Cam seramikler HA
Alümina ve zirkonya, çok iyi mekanik uygunluk sağlayacak şekilde dokuya
yerleştirildiklerinde (morfolojik sabitleme) ara yüzeyde hareket oluşmayacağından, klinik
açıdan başarılı olacaklardır.
17