Ph.D értekezés. Dr. Velich Norbert. Témavezető: Dr. Szabó György egyetemi tanár

Az osteosynthesishez alkalmazható titán lemezek felületének módosítása anódos és termikus oxidációval és ennek jelentősége az implantátum-szervezet kölcsönhatásában.

Ph.D értekezés

Dr. Velich Norbert Témavezető: Dr. Szabó György egyetemi tanár

Semmelweis Egyetem Doktori Iskola Klinikai Orvostudományok (vezető: Dr. Tulassay Zsolt egyetemi tanár) Fogorvostudományi Kutatások (programvezető: Dr. Fazekas Árpád egyetemi tanár) Semmelweis Egyetem Fogorvostudományi Kar Arc-, Állcsont-, Szájsebészeti és Fogászati Klinika

Szigorlati bizottság:

Hivatalos bírálók:

Dr. Bánóczy Jolán egyetemi tanár

Dr. Kivovics Péter egyetemi docens

Dr. Orosz Mihály c. egyetemi tanár

Dr. Bertóti Imre tudományos tanácsadó

Dr. Gyenes Vilmos oszt. vez. főorvos

Budapest, 2005.

1

Tartalomjegyzék

Bevezetés

5

Általános bevezető

5

A bioanyagokról általában

7

Elméleti háttér I.

8 A csontegyesítéshez használt fém rögzítő elemek anyagának és felületi szerkezetének jelentősége klinikai szempontból

8

II.

Az anódos és termikus oxidáció

10

III.

A csontegyesítéshez használt fém rögzítő elemek felületi szerkezetének vizsgálatára szolgáló módszerek

12

Célkitűzések

18

Anyag és módszerek

19

I.

Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata

II.

Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata

III.

19 20

Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel

2

21

Eredmények I.

23 Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata

II.

Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata

III.

23 25

Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel

Megbeszélés I.

39 Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata

II.

39

Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata

III.

28

41

Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel

42

Következtetések

44

Az értekezés új eredményei

46

Köszönetnyilvánítás

48

Irodalomjegyzék

49

3

Saját közlemények jegyzéke

62

Összefoglaló

67

Abstract

68

Függelék

69

4

Bevezetés Általános bevezető A sérült csontvégek egyesítésére -a zavartalan gyógyulás biztosítása céljábólszámos

orvosi

szakterületen

alkalmazunk

„testidegen”

rögzítő

anyagokat

(implantátumokat). Ezek az anyagok behelyezésüket követően kölcsönhatásba lépnek a szervezettel. A kölcsönhatás kétirányú folyamatot jelent. Egyfelől a szervezet hat a beültetett anyagra. Ez hatás –az általunk tárgyalt implantátumok esetében- elsősorban kémiai, ún. korróziós hatás, aminek következtében az implantátum anyagtani összetétele, szerkezete módosul. Ez a folyamat természetszerűleg elsősorban az implatátumnak a szervezettel közvetlen érintkezésben lévő felületi részét érinti. Másfelől az implantátum is számos formában hat a szervezetre: mechanikai irritációt jelenthet, gyulladást válthat ki és a felületéből kiváló anyag (molekulák, partikulumok) a környező szövetekben és a távoli szervekben (máj, lép, nyirokcsomók, stb.) is megjelenhet, allergiás reakciót okozhat. A beültetett idegen anyag és a szervezet között kialakuló kölcsönhatás tekintetében mások az elvárásaink a különböző implantátumok szempontjából. Az implantátum

befogadása

céljából

bizonyos

mértékű

kölcsönhatás

kialakulása

természetesen elengedhetetlen. A csontrögzítéshez használt implantátumok esetében, amelyeknél csak az implantátum fizikai stabilizáló erejét kívánjuk kihasználni, a szervezet és a beültetett anyag közötti -anyagcserével járó- kölcsönhatást nem tartjuk szükségesnek. (Más implantátumok használatakor sokkal intenzívebb kölcsönhatás kialakulására törekszünk pl.: foggyökér implantátumok osseointegrációja, csontpótló anyagok csontos átépülése, stb.) A kölcsönhatás mértékét csökkenthetjük a rögzítő elemek anyagának helyes megválasztásával, illetve felületének megváltoztatásával. A tapasztalat szerint a fenti elvárásnak leginkább -de nem maradéktalanul- a titán fémből készült implantátumok felelnek meg. A titán rögzítő elemek és a szervezet közötti kölcsönhatás minimalizálására, az implantátum „elszigetelésére” számos felületkezelési eljárás ismert. Jelen munkában egy speciális módon -anódos és termikus oxidációvalfelületkezelt titán implantátum és a szervezet között fellépő kölcsönhatásokat kívánjuk vizsgálni. Egyfelől -retrospektív klinikai vizsgálattal- az implantátum szervezetre 5

gyakorolt hatását próbáljuk felmérni és összehasonlítani más implantátumokéval. Másfelől az implantátum felületi rétegének vastagságát, összetételét, szerkezetét kutatjuk -mikroszkópos és felületanalitikai módszerek segítségével- és összevetjük az eredeti és a szervezetből eltávolított rögzítő elemek felületének jellemzőit.

6

A bioanyagokról általában Az arc-, állcsont- és szájsebészetben –más sebészeti szakágakhoz hasonlóanigen elterjedt az ún. bioanyagok használata [15]. Bioanyagnak az orvosi célból, a biológiai rendszerekkel való kölcsönhatás érdekében alkalmazott élettelen anyagokat nevezzük. Ezeket az anyagokat alkalmazhatjuk csontvégek egyesítéséhez, csonthiányok kitöltésére, vagy hiányzó foggyökerek pótlására (stb.). A bioanyagokat többféle módon csoportosíthatjuk. Beszélhetünk felszívódó és nem felszívódó anyagokról, vagy a szervezettel való kölcsönhatásaik alapján csoportosíthatjuk azokat [21, 87]: -

Biotoleráns anyagokra, melyek jellemzője, hogy a szervezet „eltűri”, de kötőszövetes réteggel választja el azokat az élő szövetektől. Ebbe a csoportba tartoznak például az acélötvözetek, a Co-Cr-Mo ötvözetek (Vitallium) és egyes műanyagok.

-

Bioinert

anyagokra,

melyek

jellemzője,

hogy

a

felületükön

kialakult/kialakított passziváló réteg minimálisra csökkenti a szervezet és az idegen anyag közti anyagcserét. Ebbe a csoportba tartoznak például a titán, a tantál, a nióbium, az alumínium-oxid kerámiák és a szénvegyületek. -

Bioaktív anyagokra, melyek jellemzője, hogy a behelyezett idegen anyag és a szövetek között direkt mechanikai és kémiai kapcsolat alakul ki. Ezen a csoporton belül megkülönböztethetünk konduktív anyagokat, melyek csak mátrixot biztosítanak a szövetképződéshez és induktív anyagokat, melyek közvetlenül serkentik a szövetképződést. Ide tartoznak például a hidroxi-apatitok, a trikalcium-foszfátok és a bioüvegek, stb.

Alapvető törekvés, hogy az általunk használt bioanyagok szervezetre gyakorolt nem kívánt hatásait kiküszöböljük és csak a számunkra az adott cél eléréséhez szükséges kölcsönhatást tegyük lehetővé az idegen anyag és a szervezet között [140]. .

7

Elméleti háttér

I. A csontegyesítéshez használt fém rögzítő elemek anyagának és felületi szerkezetének jelentősége klinikai szempontból A maxillofaciális helyreállító- és plasztikai sebészetben évtizedek óta használatosak fém rögzítő elemek mobilis csontvégek rögzítésére. A fém lemezek és csavarok alkalmazása rutinszerűen két műtétet jelentett: az első a behelyezés (rögzítés céljából), a második a gyógyulás utáni eltávolítás. Az eltávolítás oka lehet még kémiai (korrózió), vagy mechanikai (lemez/csavar törése, elégtelensége). A kezdetben elterjedt biotoleráns

króm-kobalt,

króm-nikkel-vanádium

ötvözet

és

rozsdamentes

acéllemezeket, csavarokat napjainkra felváltották a titánból készült elemek [14] és elterjedőben vannak a felszívódó rögzítőanyagok is. A króm-kobalt és króm-nikkelvanádium ötvözetekből felszabaduló Cr, Co és Ni ionok lehetséges allergizáló hatása [25] miatt ezek eltávolítása a terápia részét képezte [3, 78]. A rozsdamentes acél sem eléggé ellenálló a szervezet agresszív korróziós hatásaival szemben, ezért ennek kivétele is javasolt [3, 19, 45, 74], bár sok szerző ezt vitatja [29, 71, 78]. A bioinert titánból készült lemezek és csavarok nagyobb mértékben biokompatibilisek [43], a korróziós hatásoknak jobban ellenállnak. A szerzők egy része azon az állásponton van, hogy a titán rögzítő elemek eltávolítása csak abban az esetben szükséges, ha a betegnek panaszt okoznak [3, 6, 29, 72, 98]. (Ez a hozzáállás megfelel a Strassbourg Osteosynthesis Research Group 1991-es ajánlásának, mely szerint a funkcióját vesztett rögzítő elemek eltávolítása akkor indokolt, ha az nem okoz felesleges kockázatot a beteg számára.) Egyöntetű szakmai álláspontról azonban nem lehet beszélni, hiszen a kérdés újra és újra felvetődik [10, 80]. A titán hosszú távú hatása a szervezetre nem ismert eléggé. A titánoxid felszín korróziója és a metallózis jelensége [39, 58]

a

lemezek és csavarok eltávolításakor szabad szemmel is sok esetben megfigyelhető, a titán jelenléte a környező lágyrészekből mikroszkóposan is kimutatható [1, 46, 47, 73, 74, 78, 98, 102]. Számos szerző számol be állatkísérletek és klinikai megfigyelések kapcsán a regionális nyirokcsomókban, vagy távoli szervekben észlelhető titán feldúsulásról [47], bár ennek toxikus vagy allergizáló hatását eddig nem igazolták [77, 86, 103, 104, 134, 137]. In vitro vizsgálattal csupán enyhe gyulladáskeltő hatást találtak [95, 96], carcinogen hatást nem észleltek [30, 118]. Panaszt okozhat ritka esetben a 8

szervezet saját szöveteihez képest nagyobb hővezető képesség. Kompressziós lemezek esetében további hátrányt jelenthet az un. „stress shielding” jelenség: a lemez alatti csont (elsősorban a corticalis állomány) atrofizál [26, 27, 49, 50]. Főként gyermekeknél fordulhat elő a növekedés során a rögzítő elemek migrációja, illetve a csontnövekedés gátlása [26, 139]. Az eltávolítás mellett szóló érv a későbbi radiológiai képalkotó eljárásokat zavaró hatás is [18, 27, 28, 35]. Mindezen érvek figyelembevételével több szerző hajlik a titánból készült rögzítő elemek rutinszerű eltávolítására is [53, 133]. Retrospektív vizsgálatok tanúsága szerint a lemezek és csavarok eltávolítására traumás esetekben 12-17%-ban [3, 29], állcsontfejlődési rendellenesség miatti műtéteket követően pedig 7-12%-ban [3, 71] kerül sor. Egy Angliában végzett kérdőíves felmérés szerint a maxillofaciális sebészek 5-40%-ban távolítják el gyógyulás után a rögzítő elemeket. A rozsdamentes acél/titán elemek arányát vizsgálva, úgy találták, hogy kétszer gyakrabban kerül sor a rozsdamentes acéllemezek és csavarok eltávolítására [71]. Az eltávolítás okaként gyakorisági sorrendben egyöntetűen a lemez környezetében kialakult infekció, gyulladás, a rögzítő elemek szabaddá válása, fogpótlástervezés, pszichés okok, hőérzékenység, illetve egyéb okok szerepelnek.

9

II. Az anódos és termikus oxidáció Az arc-, állcsont-, szájsebészet területén alkalmazott titán implantátumok céljukat tekintve két nagy csoportba oszthatók: a csontegyesítéshez (osteosynthesis) és hiányok pótlásához alkalmazott lemezekre, csavarokra és a foggyökér-implantátumokra [75]. Az implantátumok felszínén „spontán” létrejött, illetve a különböző felületkezelési eljárásokkal létrehozott oxidréteg a titán kémiai kötésállapotát tekintve többféle lehet. A titán oxidjai közül a TiO és a Ti2O3 kevésbé stabil vegyületek, a TiO2 a legstabilabb (minél nagyobb arányban van a vegyületben O, annál stabilabb a molekula) [16, 59]. Mosser és mtsai bizonyították, hogy a titán implantátumok beültetésekor mért 5 nm „spontán” titánoxid felület, 5 év múlva 200 nm-re növekszik [1, 24, 96]. A titán felszínén levő spontán képződő titánoxid réteg a fém és a szervezet közötti “átjárást” nem akadályozza meg, szerkezete porózus és egyes szerzők szerint lehetőséget nyújt a fertőző ágensek megtelepedésére is [1, 37]. A metallózist, a titán kiválását és távoli szervekbe jutását, a lemez hővezető képességét befolyásolhatjuk a felszíni tulajdonságok megváltoztatásával [52, 64, 121]. Annak érdekében, hogy növeljük a fém szigetelését és korrózióállóságát így a biokompatibilitását, többféle módszert lehet alkalmazni [2, 52, 132]. A szervezet a fém felszínével kerül kapcsolatba, így ezek a módszerek mind a felszínmódosítással függnek össze. Az eljárásokat három nagy csoportba oszthatjuk: A

pozitív

anyagtranszporttal

járó

felületkezelésekhez

(anyagfelhordás)

sorolhatók például az un. szol-gél eljárás (így készül, pl. a hydroxiapatit bevonat), a plazmaszórás (plasma spray) és a gáz fázisú fizikai és kémiai felületkezelés. A negatív anyagtranszporttal járó felületkezelések lényege, hogy a felületen elhelyezkedő szennyeződéseket, a kontaminálódott, vagy sérült felületi oxidréteget eltávolítsa, lehetőséget teremtve ezzel arra, hogy fizikailag, kémiailag és biológiailag tiszta, új oxidréteg alakuljon ki. A felületi anyag átalakításával járó felületkezelések közé tartoznak például a lézer- és elektronsugárral történő felületmódosítások, valamint a termikus- és az anódos oxidáció. Utóbbi módszerrel kialakított oxidréteg minősége (vastagsága, színe, kristályszerkezete) változtatható az oxidációs feszültséggel, a hőkezelés időtartamával és a kezelés ismétlésének számával [7, 20, 61, 100, 115, 117, 119122, 129, 130, 138]. 10

A

hagyományos

titán

implantátumokat

napjainkban

a

felületkezelt

implantátumok generációja háttérbe szorította [2, 14, 36, 37, 60, 64, 91, 94, 100, 105, 117, 121, 127]. Az általunk vizsgált rögzítő elemek az orvosi gyakorlatban alkalmazott, nagy tisztaságú titánból készültek (ISO 5832/II) (1. függelék), az alábbi felületkezelési eljárással (Protetim Kft./Promed 2000 Kft., Hódmezővásárhely) [119-121]: mechanikus és vegyi tisztítást követően anódos oxidáció, majd hőkezelés (300 C, 30 perc) következik. Az anódos oxidáció 5 tömeg %-os nátrium hidrogénfoszfát (Na2H(PO4)) oldatban, szobahőmérsékleten, 0,25 secundum időtartamú feszültséglépcsőkkel történik 80 V, az ismétlésnél 79 V feszültség eléréséig. A mosást-szárítást, az anódos oxidációt és a hőkezelést megismétlik. A réteg minősége nagyban függ az elektromos feszültségtől, a hőkezelés hosszától, ismétlésétől. Az anódos oxidációval “növesztett” oxidréteg jön létre, mely hőkezeléssel kristályos szerkezetű szigetelő oxidréteggé alakul át. A titánra így felvitt réteg pozitív tulajdonságai az alacsony elektromos vezetőképesség és a korrózióval szembeni fokozott ellenálló képesség. [57, 116, 117, 119-121, 129, 130]. A titán és a „növesztett” anódos oxidréteg között lényegesen nagyobb a tapadóerő, mint más felületkezelések során felhordott bevonatok esetében. A röntgenvizsgálatok készítését ez a réteg nem befolyásolja. Az így bevont implantátumok többszöri sterilizálás után is képesek megtartani pozitív tulajdonságaikat [119-121].

11

III. A csontegyesítéshez használt fém rögzítő elemek felületi szerkezetének vizsgálatára szolgáló módszerek A titán lemezek felületének tanulmányozása során célunk olyan pontos és megbízható vizsgálati módszer alkalmazása, amellyel a felület szerkezetét és összetételét jobban megismerhetjük [83, 91, 110, 112]. Ezeknek az információknak a későbbiekben fontos szerepük van a minták összehasonlításában, a szervezetben bekövetkezett

változások

megfigyelésében

és

a

hosszú

távú

eredmények

kiértékelésében. A sikeres munka feltétele a megfelelő vizsgálatok kiválasztása és kombinációja, mivel nem létezik olyan módszer, mely választ adhatna minden felmerülő kérdésre. Az alábbiakban –a teljesség igénye nélkül- röviden ismertetjük a titán felület vizsgálatára leggyakrabban használt módszereket. A topográfiával, morfológiával, szerkezettel kapcsolatos vizsgálatok [100].: a napjainkban használt implantátumok felülete komplex topográfiát mutat, melynek vizsgálatához elengedhetetlenül fontos, hogy széles méretskálát átölelő módszereket használjunk, melyek a következők lehetnek: ¾ SEM: scanning electron microscopy - pásztázó elektronmikroszkóp A minta felületén folyamatosan változtatható 10X-100.000X nagyítási tartományt nagy mélységélességgel és sztereo módon képes megjeleníteni információt adva a részletek alakjáról, szerkezetéről, méretéről és elhelyezkedéséről [48]. A eljárás lényege, hogy fókuszált, vékony elektron nyalábot futtatnak végig az objektum felületén. A nyaláb szekunder elektronokat vált ki, amiket detektálnak. A kép úgy jön létre, hogy a képernyő pontjainak helyzete megegyezik a letapogató sugár tárgyon levő helyzetével, míg a fényerő a sugár által kiváltott elektronok számával lesz arányos. A felbontás 10 nm szélességű 1nm mélységű. A keletkezett kép 3D hatású, viszont valódi térbeli információt nem lehet vele nyerni, kvantitatív méréshez nem nyújt elég információt. További hátránya, hogy a gerjesztő elektronnyaláb a tárgyat roncsolja. A SEM-et legtöbbször az implantátum felületkezelés eredményének ellenőrzésére használják [1, 24, 31, 52, 78, 85, 86, 92, 117, 134]. Más vizsgálat is végezhető vele, például a szervezet és implantátum határán kimutatható, hogy a csontba fémszemcsék rakódtak le [106]. ¾ stereo-SEM:

stereo-scanning

electron

elektronmikroszkóp 12

microscopy

–

sztereo-pásztázó

Két képet rögzít a mintáról, néhány fokkal eltérő irányból, így már valóban térbeli információt nyerhetünk. Számítógépes feldolgozással a felület érdességét számszerűen is leírhatjuk. Bár a 3D kép felbontása kicsit rosszabb az egyszerű SEM képnél, összességében mégis ez a legalkalmasabb módszer az analízisre 50 és 100 nm közt, különösen az összetettebb, erősen hullámos felületek esetén [14, 48, 135]. ¾ AFM: atomic force microscopy – atomi erő mikroszkóp Egy igen finom hegyű tűszonda halad végig a felületen, a szonda hegye és a minta atomjai közti kis erőhatásokat érzékelve ad jeleket. A szonda laprugóra (cantilever) van felfüggesztve, ezzel képes követni az atomi méretű egyenetlenségeket. A tű és a felület között a távolságtól függően vonzó vagy taszítóerő lép fel, amelyet a laprugó mér. A rugó mozgását megfelelő elektronika detektálja, és a kapott információkat átalakítva akár 3D képet is kaphatunk. Felbontása ma mind szélességében, mind mélységében a legjobb, segítségével a felület topográfiája, érdessége nm nagyságrendtől az atomi méretekig tanulmányozható. Használatának gyakorlati követelményei: a szonda biztonságosan közelítse meg a felületet, a minta felületével párhuzamosan pásztázzon, a berendezést óvni kell a mechanikus és elektromos zajoktól. Az AFM előnye, hogy a vizsgálatokat nem feltétlenül kell vákuumban végezni, mint más hasonló felbontású berendezésekkel. Az AFM segítségével jól vizsgálhatóak a korróziós jelenségek során fellépő, felületen történő szerkezeti változások, valamint lehetséges a mikrobiológiai korróziót kiváltó baktériumok, gombák stb. morfológiájának tanulmányozása [14, 36, 44, 48, 51, 52, 69, 96, 101, 135]. ¾ IM: interference microscopy – fáziskontraszt mikroszkóp A hagyományos fénymikroszkóphoz hasonlít, de ki van egészítve az objektívbe helyezett ún. kontrasztlemezzel. Ennek segítségével a tárgy részleteit nem színbeli, hanem vastagság- és törésmutatóbeli különbségük alapján látjuk. Felbontóképessége vertikálisan 1nm, horizontálisan 200nm. Előnye, hogy gyorsan lehet 3D képet kapni az objektumról, és eközben nem roncsol, hátránya azonban, hogy csak kis terület vizsgálható egyszerre. Az IM a sztereo-SEM-hez hasonlóan jól alkalmazható, de csak kisebb felbontásban (300-0,5 mikrométerig) [14, 89, 92]. A topográfia, morfológia, szerkezet vizsgálatra a fentieken kívül használhatóak még a TEM (transmission electron microscopy – transzmissziós elektronmikroszkóp) [66, 67, 123], az STM (scanning tunneling microscopy) [42, 55], az MFM (magnetic force microscopy – mágneses erő mikroszkóp) [54], az SNOM (scanning near-field optical microscopy) [97], az MSP (mechanical stylus profilometry – profilometria), az LPM 13

(non-contact laser profilometry – lézer profilometria) és a CLSM (confocal laser scanning microscopy – konfokális lézer pásztázó mikroszkóp) [90] módszerek is. A felületi anyagösszetétel és rétegvastagság vizsgálatára szolgáló módszerek : ¾ XPS: X-ray photoelectron spectroscopy (ESCA – electron spectroscopy for chemical analysis) – röntgen fotoelektron spektroszkópia A módszer alkalmas a felületi réteg kémiai összetételének (0,1-1atomszázalékos kimutatási határ mellett) és kötésállapotának meghatározására. A kötési energia különbségek alapján, pl. a Ti, TiO, Ti2O3 és TiO2 fázisok megkülönböztethetőek egymástól. A módszer a röntgen fotonoknak a korpuszkuláris anyaggal, általában kondenzált, elsősorban szilárd fázissal bekövetkező kölcsönhatásán alapszik. Az alkalmazott, megfelelően nagy enegiájú röntgen fotonok a vizsgált atomoknak nem csak a külső, de a belső héjain elhelyezkedő ún. törzselektronokat is képesek eltávolítani, vagyis az atomokat ionizálni. A mérés az ionizációs folyamat energetikáját képes meghatározni és az energiakonzerváció egyenlete alapján a kilépő elektronok kinetikus energiáján kívül a spektrométer kilépési munkáját és egy -a minta anyagától függőkorrekciós tényezőt is számításba vesz. Az XPS méréseket ultranagy vákuum körülmények között végzik. A röntgen foton származhat röntgencsőből, szinkrotronból, és radioaktív preparátumból. Az XPS mérések során az eredmények a minta legfelső néhány tíz atomi rétegéből származnak, tehát a módszer információs mélysége 2-10 nm. E módszer nagy előnye az, hogy általában nem roncsolja a minta felületét (a fotonok a vizsgált minták túlnyomó többségénél nem okoznak fizikai, kémiai átalakulást) [8, 9, 14, 70, 107, 114, 131]. ¾ SIMS: secondary ion mass spectroscopy - szekunderion tömegspektrometria A módszer alkalmas a felületi oxidréteg vastagságának és homogenitásának meghatározására, valamint nyomelem mennyiségben (ppm) jelenlevő szennyezők és ötvözők kimutatására. A SIMS mérések során ultranagy vákuum körülmények között (2*10-7Pa-nál kisebb nyomás mellett) a minta felületét nagy energiájú argon (Ar+) ionokkal bombázzák, majd az Ar+ nyaláb által a felületből kiporlasztott ionok tömegszám szerinti analízisét végzik el. Az ionok szétválasztására használható kvadrupól tömegspektrométer, de a jobb felbontóképesség érdekében leginkább a repülési-idő módszerét (TOF-SIMS) alkalmazzák. A SIMS vizsgálat során az eredmények a vizsgált minta legfelső néhány atomi rétegéből származnak, tehát az információs mélység 1-2 nm. A vizsgált minta felülete akár atomi rétegenként is

14

lemaratható, a különböző mélységben levő rétegek összetétele kimutatható. Hátránya, hogy roncsolja a felületet (az ionbombázás során a felület lekopik) [14, 32, 38, 56]. ¾ AES: Auger electron spectroscopy – Auger elektron spektroszkópia A módszer alkalmas felületek, ill. vékonyréteg szerkezetek kémiai összetételének meghatározására (a kimutatható minimális elemkoncentráció 1 atomszázalék körüli) [63, 93, 99]. A rendkívül kicsi, 5-10 atomi réteges vizsgálati mélysége miatt az Auger módszer csak ultranagy vákuum körülmények között használható. Az AES alkalmas az

argonionos

felületi

bombázás

kombinálásával-

a

mélységi

elemeloszlás

meghatározására is. Az Auger-elektronok keletkezése kapcsolható a fotoeffektushoz. Az atomot elhagyó fotoelektron távozása után fennmaradó betöltetlen energianívót egy magasabb kötési energiájú elektron foglalja el. Az elektronátmenet során felszabaduló karakterisztikus energia vagy egy röntgen foton, vagy egy karakterisztikus kinetikus energiájú Auger elektron keltésére fordítódik. Az Auger elektron kinetikus energiája az atom nívósémájától függ, tehát a kinetikus energia mérésével az anyagi összetétel vizsgálatára nyílik lehetőség. Az Auger elektronok gerjesztéséhez elektronágyú áll rendelkezésre, mellyel 1nA és 3μA közti besugárzó elektron áramot, valamint 0.5-10 keV gyorsító feszültséget állíthatunk be. A besugárzó elektronok fókuszálhatóságától függően változik a módszer laterális felbontóképessége, ennek értéke kb. 1μm. Ez azt jelenti, hogy az elektronnyaláb pásztázásával felületi elemeloszlás térkép készíthető, azaz a kémiai összetétel laterális inhomogenitásai kimutathatóak [36, 44, 68, 76, 81, 91, 121]. Mélyebb rétegeket csak úgy vizsgálhatunk vele, ha szakaszosan leporlasztunk egy-egy réteget, vékonyítva a mintát. Titán esetében legtöbbször az oxigén eloszlását illetve az oxidréteg vastagságát mérik, mivel az oxidréteg jelenti a fő ellenállást a további korrózióval szemben [14, 61, 114]. Röntgendiffrakció (X-ray Diffraction -XRD). A diffrakciós módszer (elhajlás a rácson) a minták besugárzásából és az ezeken megtört átmenő sugárnak a detektálásából áll. A besugárzás röntgen nyalábbal történik. A módszer az anyag atomjainak térbeli elrendeződésének vizsgálatára, szilárd fázisban kristályszerkezetük meghatározására szolgál [14, 34, 52, 85, 94, 115]. A röntgendiffrakciós eljárás előnye, hogy nem roncsolja a Ti felületet (a fotonok nem okoznak fizikai, kémiai átalakulást), Egyéb alkalmazások: fázisazonosítás, szilárd oldatok összetételének, polimerek kristályossági fokának meghatározása [79, 84]. A

felületi

oxidréteg

vastagság

meghatározására

optikai

módszereket,

leggyakrabban az ELM-et (ellipsometry – ellipszometria) is lehet alkalmazni [5, 88, 15

125]. A kémiai tulajdonságokat az AES és XPS módszereken kívül a ToF-SIMS (timeof-flight secondary ion mass spectroscopy – repülési idő tömegspektrometria), az ISS (ion scattering spectroscopy)[4, 40], a HREELS (high resolution electron energy loss spectroscopy – nagy felbontású elektron energiaveszteség spektroszkópia) [126], a NEXAFS (near edge X-ray absorption fine structure) [82, 136] és a FTIR (Fourier transform infrared spectroscopy – Fourier transzformált infravörös spektroszkópia) [62] módszerrel vizsgálhatjuk. E mérési módszerek a felület 1-100 Å vastagságú legkülső rétegének kémiai tulajdonságait vizsgálják. További lehetőség a felületi reakciók mérése: az implantátumok szervezetbe kerülésekor

lejátszódó

folyamatok

(fehérje

adszorpció,

sejt

letapadás,

stb.)

megértéséhez szükség van olyan mérési módszerekre, amik lehetővé teszik ezek modell rendszereken történő dinamikus tanulmányozását. A leggyakrabban használt in-situ, jelölést nem igénylő bioszenzorok a következők: SPR (surface plasmon resonance felületi plazmon rezonancia) [23], QCM (quartz crystal microbalance - kvartz kristály mikromérleg) [124], OWLS (optical waveguide light-mode spectroscopy - integrált optikai hullámvezető szenzor), RM (resonant mirror -rezonáns tükör) [41]. Az implantátum és környezetének kölcsönhatásait az implantátum felületének energetikája szabja meg. Ezeknek a felület közeli erőknek a feltérképezésére szolgálnak a következő módszerek: AFM (ld. fent), LFM (lateral force microscopy) [113], SFA (surface force apparatus). Lehetőség van az elektrokémiai viselkedés és korrózió tanulmányozására is [109]. A legtöbb implantátumként használt fém, ötvözet korróziós sebességét az implantátum felületén képződő passzív réteg védőképessége, stabilitása határozza meg. A korróziós hatások vizes oldatban két típusú reakción alapulnak: anaerob körülmények között a víz oxidáló hatására fémoxidok és hidrogén képződik; aerob körülmények között az oxigén oxidáló hatására fémoxidok képződése mellett nem keletkezik hidrogén. A titán korróziós viselkedését potenciodinamikus és potenciosztatikus tesztekkel, valamint immerziós tesztekkel tanulmányozzák. A vizsgálatok lényege, hogy in vitro a titán felületét olyan hatásoknak vessék alá, amilyenek a szervezetben keletkezhetnek. A titánt különböző oldatokba helyezik, ahol az oldat összetételének, hőmérsékletének valamint az áramerőség változásával a felületi réteg stabilitása, ionváltozása, vastagsága, ellenállása, kapacitása mérhető. A vizsgálatokat savakkal (HCl, FeCl3, H2SO4, HNO3, H3PO4, NaOH, Cr2O3 és CH3COOH), műnyállal, Ringer-, vagy Hank oldattal, testhőmérsékleten és 7.3 – 7.5 pH mellett végzik [14]. A fémek 16

elektrokémiai, korróziós viselkedését leggyakrabban modell oldatban, polarizációs mérésekkel

tanulmányozzák

háromelektródos

elektrokémiai

cellában.

A

potenciodinamikus (áram-potenciál) görbéken a potenciál függvényében megjelenő áramcsúcsok és platók alapján következtethetünk arra, hogy milyen folyamatok játszódnak le a fém/elektrolit határfelületen. Fiziológiás körülmények között (semleges közeg, gyengén oxidáló sós oldat, testhőmérséklet – 37C°) a titán és titánötvözetek rendkívül alacsony korróziós hajlamot mutatnak, amit nehéz mérni és különbséget kimutatni a különböző titán elemek között (állatkísérletekben a TiNi korróziós mértéke kisebb volt, mint 2X10-5 mm/év). Agresszív vizsgálati körülmények mellett (magas hőmérséklet, oxidáló só oldatok, koncentrált savak) a titán és titánötvözetek magas korróziós ellenállást mutattak más fémekhez (rozsdamentes acél, nikkel-króm, kobaltkróm ötvözetek) hasonlítva [14, 52, 68, 105, 121]. A felületi vizsgálatok sokszínűsége lehetővé teszi a titán felületi rétegének alapos tanulmányozását. Fentiekben az általunk vizsgált titánoxid réteggel bevont titánlemezek vizsgálati lehetőségeire fektettük a hangsúlyt. A titán felületén lejátszódó folyamatok rögzítése, az oxidréteg tulajdonságainak megváltoztatása a minél kedvezőbb tulajdonságú felszín kialakítását célozza. A felületen zajló folyamatok mind a titán szervezetre történő hatásában (pl. metallózis), mind a szervezetnek a titán felületre való hatásában (pl. osszeointegráció, korrózió) fontosak.

17

Célkitűzések

Munkánk során az alábbi kérdésekre kerestünk választ: 1. Az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek okoznak-e a lemez anyagával összefüggésbe hozható, klinikailag észlelhető szöveti elváltozást? 2. Az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemeket mely panaszok alapján és –más titán rögzítő elemekhez képest- milyen gyakorisággal kell eltávolítani a szervezetből? 3. Az anódos és termikus oxidációval kialakított oxidréteg a rögzítő elemek teljes felszínén homogén módon, vagy csak szigetszerűen található meg? 4. Milyen az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek felszíni oxidrétegének vastagsága és változik-e a szervezettel való kölcsönhatás során? 5. Milyen az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek felszíni oxidrétegének kémiai kötésállapota és változik-e a szervezettel való kölcsönhatás során? 6. Milyen az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek felszíni oxidrétegének összetétele (szennyező, ötvöző anyagok aránya) és változik-e a szervezettel való kölcsönhatás során?

18

Anyag és módszerek

I. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata Retrospektív klinikai vizsgálatban a behelyezett rögzítő elemek sorsát 5 éves intervallumban kísértük figyelemmel, különös tekintettel arra, hogy a lemezek és csavarok milyen mértékben okoztak a lemez anyagával összefüggésbe hozható szöveti pigmentációt [129, 130]. Az eltávolított lemezek környezetében előforduló metallózis arányának ismeretében egyszerű valószínűség számítást végeztünk arra vonatkozóan, hogy az összes lemez környezetében milyen valószínűséggel alakulhat ki metallózis. Az arc- és állcsonttörések, valamint állcsontfejlődési rendellenességek miatt operált betegek ellátása a fentiekben ismertetett felületkezelési eljárással készült mini- és mikrolemezek felhasználásával történt. A vizsgált időszakban 318 esetben összesen 988 lemezt használtunk fel arc- és állcsonttörések rekonstrukciójára. 282 esetben az alsó állcsont, 22 esetben az arcközép izolált sérülését, 14 esetben kombinált sérülést kezeltünk. A betegek között 256 férfi és 62 nő volt, átlagéletkoruk 38,2 év (l6-8l). Mandibula törések kapcsán 40 alkalommal külső feltárásból végeztünk osteosynthesist, túlnyomó részben intraorális feltárást alkalmaztunk. Az arcközép sérüléseket 26 esetben csak intraorális, 4 esetben csak extraorális és 6 esetben intra- és extraorális feltárásból láttuk el. Dysgnathiák miatt végzett osteotomia rögzítésére 134 betegnél 408 lemezt használtunk. 70 esetben bimaxilláris-, 36 esetben Le Fort I-, 28 esetben ramus osteotomiát végeztünk, valamennyi beavatkozást intraorális feltárásból. A betegek közt 74 nő és 60 férfi volt, átlagéletkoruk 24,3 év (18-36).

19

II. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata A vizsgálatban 3 db standard eljárással felületkezelt 0,8 mm vastagságú titán osteosynthesis lemezt használtunk. A mintadarabokból 3-3 keresztmetszeti síkban készítettünk metszeteket. A lemezek az orvosi gyakorlatban alkalmazott, nagy tisztaságú titánból készültek (ISO 5832/II), az alábbi gyári felületkezelési eljárással (Protetim Kft./Promed 2000 Kft., Hódmezővásárhely): mechanikus és vegyi tisztítást követően anódos oxidáció, majd hőkezelés (300 C, 30 perc) következik. Az anódos oxidációt 5%-os nátrium hidrogénfoszfát oldatban, szobahőmérsékleten, 0,25 sec időtartamú feszültséglépcsőkkel végzik 80 V, az ismétlésnél 79 V feszültség eléréséig. A mosást-szárítást, az anódos oxidációt és a hőkezelést megismétlik. Az anódos oxidációval “növesztett” oxidréteg jön létre, mely hőkezeléssel kristályos szerkezetű oxidréteggé alakul át. Célunk az volt, hogy a tetszőlegesen kiválasztott keresztmetszeti síkban készített metszeteken a felületi réteg folytonosságát vizsgáljuk, láthatóvá tegyük, hogy az oxidréteg homogén módon, vagy csak szigetszerűen borítja-e a lemez felszínét. A metszetek elkészítése a Hamburgi Egyetem Patológiai Részlegén történt Dr. dr. Karl Donath módszere szerint [22, 65]. Az implantátumokat fényre polimerizálódó gyantába (Kulzer 7200 VLC, Wehrheim, Németország) ágyazták be, majd speciális vágó-elcsiszoló technikával (Exakt Apparatebau, Norderstedt, Németország) 5-10 µm vastagságú metszetet készítettek. A metszeteket mikroszkóppal (Olympus 2000) 25x, 50x és 100x nagyítással vizsgáltuk és fényképfelvételeket készítettünk [128].

20

III. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel

Vizsgálatainkat 2db a bevezetőben ismertetett standard eljárással készült titán lemezen, illetve 3 db azonos eljárással felületkezelt, a szervezetből 3 év után eltávolított lemezen végeztük. Utóbbiak esetében a lemez mindkét (csont- és lágyrész felé eső) felszínét vizsgáltuk. Az implantátumokat Wipak Medical fóliában Getinge autoklávban (135°C, 2.1 atm, 35 perc) sterilizáltuk. A beültetett lemezeket csonttörések rögzítéséhez használtuk. A lemezt a periosteum alá, közvetlenül a csontfelszínre helyeztük fel (a lemez formájából adódóan egyértelmű, hogy melyik felszíne helyezkedik el a csonton és melyik a periosteum alatt). A mucoperiostealis lebenyképzéshez alkalmazott metszésvonal a lemeztől távol helyezkedett el, a sebet per primam zártuk, ezáltal a hám benövése a területre kizárható. A lemez rögzítéséhez a lemezzel megegyező anyagú és ugyanazzal a módszerrel felületkezelt csavarokat alkalmaztunk. A vizsgálatokhoz intakt hámborítás alatt elhelyezkedő lemezeket használtunk fel, így az exogén szennyeződés lehetősége kizárt. A lemezfelszínt a behelyezéskor-eltávolításkor használatos műszerek (raspatórium, fúró, csavarhúzó) és csavarok megsérthetik, ezért a vizsgálatra csak olyan részeket választottunk ki, ahol szabad szemmel nem volt észlelhető sérülés. Az implantátumokat a szervezetből való eltávolítás után desztillált vízben, majd Sekusept por (Ecolab) vizes oldatában ultrahangos fürdőben tisztítottuk 30 percig. Az eredeti és az eltávolított lemezek felületének összehasonlítására az alábbi felületanalitikai módszereket alkalmaztuk: •

Röntgen-fotóelektron spektroszkópiát (XPS), mellyel megállapítható az implantátum felületének kémiai összetétele és a komponensek kémiai kötésállapota. Elkülöníthetők a fémes Ti, illetve a különböző titánoxid (TiO, Ti2O3, TiO2) fázisok.

•

Szekunderion tömegspektroszkópiát (SIMS), mellyel lehetőség nyílik a felületi oxidrétegben a nyomelem mennyiségben jelen lévő szennyezők és adalékok kimutatására, valamint az oxidréteg vastagságának becslésére is.

•

Auger-elektron spektroszkópiás analízist (AES), mely alkalmas az oxidréteg felületi elemeloszlásának feltérképezésére.

21

Az oxidréteg felületi összetételét és a komponensek kémiai állapotát XPS mérésekkel határoztuk meg. Az implantátum laterális homogenitásának jellemzéséhez az Ar+-porlasztással (pAr: 5×10-7mbar, 3 keV, 20 µA/cm2, 40 perc) megtisztított minta több pontján rögzítettük a felület elektrongerjesztéses Auger (AES) spektrumát. Az XPS és AES méréseket ugyanabban az analitikai kamrában 2×10-9 mbar háttérnyomás mellett végeztük. Az XPS vizsgálatoknál VG Microtech XR3E2 típusú ikeranódos röntgenforrás (monokromatizálás nélküli) Mg Kα vonalát használtuk (1253.6 eV). Az AES analíziseknél VG Microtech LEG200 típusú elektronforrást alkalmaztunk (3 keV, 0.55 μA). Az emittált elektronok energiáját VG Microtech Clam2 típusú csonkított félgömb energiaanalizátor segítségével határoztuk meg. Az implantátum felületi, illetve felületközeli rétegének összetételét a Ti 2p, az O 1s, az N 1s, a C 1s, a Na 1s a P 2p, a Ca 2p valamint a Cl 2p átmenethez tartozó csúcsok csúcs alatti területéből az irodalomban megadott érzékenységi faktorok [12] segítségével számítottuk ki. A detektált elemek kémiai állapotát a kötési energiaértékek eltolódásának segítségével azonosítottuk. A minták feltöltődéséből adódó hibák kiküszöbölése érdekében a kötési energiaértékeket a minta felületén adszorbeált szénhidrogén C 1s fotoelektroncsúcsához (284.6 eV) képest adtuk meg. A porlasztással megtisztított minták esetében az Ar 2 p (241.5 eV) állapotát használtuk referenciaként. Az oxidréteg mélységi homogenitását SIMS módszerrel vizsgáltuk. A SIMS analíziseket Balzers gyártmányú berendezésben végeztük, a mérésekhez Ar-ionforrást (3 keV, 10-2mA/cm2) alkalmaztunk. A mérés során folyamatosan regisztráltuk a 16

12 +

C,

O+, 31P+, 35Cl+, 44Ca+, 48Ti+, 52Cr+, 56Fe+ ionok, valamint a 64TiO+ klaszter intenzitások

mélységi változását [108, 111]. Az eredeti lemez esetén a szennyező anyagok arányának változását az oxidréteg belsejében és az oxid/fém határfelületen kettős t-próbával értékeltük.

22

Eredmények I. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata Az általunk vizsgált időszakban a behelyezett lemezek 7.7%-át (108/1396) kellett különböző okok miatt eltávolítani. Az állcsontsérüléseket követő beavatkozások esetében ez az arány 8.5% (84/988), állcsontfejlődési rendellenesség korrekciója kapcsán 5.8% (24/408) volt (1. táblázat). A lemezeltávolításra átlagosan a behelyezéstől számított 10,1 hónap múlva került sor. Eltávolítás

Behelyezés esetszám

lemezek száma

esetszám

Lemezek száma

Mandibula törés

282

864

38 (13.4 %)

66 ( 7.6%)

Arcközép törés

22

52

6 (27.2%)

11 (21.1%)

Kombinált törés

14

72

2 (14.2%)

7 ( 9.7%)

Bimaxillaris osteotomia

70

280

6 ( 8.5%)

19 ( 6.7%)

Le Fort I osteotomia

36

128

2 ( 5.5%)

5 ( 3.9 %)

Ramus osteotomia

28

0

0

0

Összesen

452

1396

54 (11.9%)

108 ( 7.7%)

1. táblázat Különböző indikációval behelyezett és az eltávolított lemezek számaránya Az eltávolítás indokául szolgáló panaszok közt az eltávolított/behelyezett lemez számarány szerint első helyen 3.37%-ban (47/1396) a lemez szabaddá válása áll, 1.79%-ban (25/1396) osteomyelitis (7 esetben nyálkahártya dehiscentiával együtt), 1.5%-ban (21/1396) a tapintható duzzanat és érzékenység, 0.93%-ban (13/1396) pszichés ok (panaszmentes beteg kérése), 0.14%-ban lemeztörés (2/1396) miatt került sor a második műtéti beavatkozásra. Hőérzékenység nem szerepelt a panaszok között. (2. táblázat)

23

Eltávolítás oka

Eltávolított/behelyezett

Lemezeltávolítás %-ban

lemezszám Szabaddá válás

47 / 1396

3.37%

Osteomyelitis

25 / 1396

1.79%

Duzzanat, érzékenység

21 / 1396

1.5 %

Psychés ok

13 / 1396

0.93%

Lemeztörés

2 / 1396

0.14%

2. táblázat Lemezeltávolítás okai gyakoriság szerint

A rögzítő elemek eltávolítása során egyetlen esetben sem tapasztaltunk a fémek környezetében metallózist, illetve a lemez anyagával, bevonatával közvetlen

összefüggésbe

nyálkahártya-folytonosság

hozható

lágyrész-,

hiányt

23

vagy

esetben

csontkárosodást.

feltehetően

A

osteolysis

következtében kialakult csavarlazulás okozta. Más esetben a rögzítő elemek lazulását, vagy környezetükben kialakult osteolysist nem tapasztaltunk. Az eltávolított lemezek és a környezetükben észlelhető szöveti pigmentáció arányának ismeretében egyszerű valószínűség számítást végeztünk annak megállapítására, hogy az el nem távolított lemezek környezetében milyen valószínűséggel alakulhat ki metallózis. Ennek eredménye, hogy a betegekben maradt

lemezek

környezetében

a

valószínűsége kisebb, mint p<0,00925.

24

szöveti

pigmentáció

kialakulásának

II. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata

A mikroszkópos vizsgálat során azt tapasztaltuk, hogy az anódos oxidációval és hőkezeléssel létrehozott felszíni réteg a vizsgált minta teljes kerületén homogén, egyenletes vastagságban borítja az alapfémet (bulk). (1.ábra 25x nagyítás)

1. ábra 25x nagyítás. A felületi réteg a vizsgált minta teljes kerületén egyenletes vastagságban jelen van. (Az esetleges egyenetlenségeket az okozhatja, hogy a metszés nem pontosan a mintára merőlegesen történt.)

A felszíni oxidréteg és az alapfém közötti határvonal valamennyi nagyításnál egyértelműen felismerhető. A nagyobb nagyításoknál (50x, 100x) észlelhető sötét

25

sávszerű határvonal feltételezhetően a metszetkészítés során fellépő sérülés eredménye. (2. ábra)

2. ábra 50x nagyítás. Repedések, anyagtani hibák nem láthatók.

Az általunk alkalmazott nagyításokkal sem a felszíni rétegben, sem az alapfémben nem találtunk repedéseket, anyagtani hibákat. A réteg vastagsága mikroszkópos vizsgálattal nem állapítható meg pontosan. A felületanalitikai módszerekkel végezett vizsgálataink során a felületi oxidréteget 120-150 nm-nek mértük. A nagy nagyítással (100x) végzett vizsgálat megerősíti, hogy az oxidréteg ebben a nagyságrendben változik. (3. ábra)

26

3. ábra 100x nagyítás. A felületi oxidréteg nm-es nagyságrendben változó vastagságú.

A vizsgálat lényege, hogy „látványosan” csak így volt megállapítható a felületi réteg folytonossága, ami az alapfémnek a környezettől való „szigetelését” biztosítja.

27

III. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel

Az implantátumok felületi rétegének összetételét XPS módszerrel vizsgáltuk. A lemezen az XPS által vizsgált területet (az emberi szervezetből 3 év elteltével eltávolított implantátum példáján) a 4. ábra mutatja.

4. ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO2/Ti lemez AES szekunder elektronképe (Ar+ porlasztás előtt). A fehér négyzet az XPS által vizsgált területrészt mutatja. Az anódos és termikus oxidációval kialakított oxidréteg felületéről, illetve az Ar+-porlasztással megtisztított felületről készült XPS spektrumokat a 5. ábra mutatja be. (SiO2/Si mintán meghatározott porlasztási sebesség 0.18 nm/perc.)

28

Na 1s C (KLL) Ca (LMM) O 1s

Ti (LMM)

Intenzitás a.u.

O (KLL) Ti 2p Ti 2s N 1s

C 1s

Ca 2p

Ar 2p

Ti 3s

Cl 2p P 2p

Ti 3p +

Ar -porlasztás után felület 1000

800

600

400

200

Kötési energia (eV)

5. ábra Eredeti TiO2/Ti lemezek felületéről, ill. 40 perces Ar+ porlasztás után felvett XPS spektrumok. (a.u.: arbitrary unit: önkényes egység) Az 5. ábrán látható, hogy a referencia implantátum felületén a Ti-n és az O-n kívül C, P, Ca, N és Na detektálható. A mintát alkotó komponensek kémiai állapotát a felületen rögzített nagyfelbontású XPS spektrumok segítségével határoztuk meg. Az oxidált implantátum felületén a titán teljes mennyisége TiO2 formájában van jelen (Ti 2p 3/2 458.8 eV, ill. Ti 2p 1/2 464.4eV) [131]. A TiO2 mellett nagyobb mennyiségben C, kisebb mennyiségben pedig P, Ca, és Na mutatható ki. Az Ar+-porlasztást követően a C mennyisége drasztikusan csökken, az O mennyisége nő (3. táblázat). Ti

O

C

P

Ca

N

Na

Felület

7.2

34.5

51.7

3.6

1.1

0.9

1.0

Ar+ tisztítás után

23.9

60.7

12.6

1.5

0.6

-

0.7

3. táblázat Eredeti TiO2/Ti lemez felületén, ill. 40 perces Ar+ követően XPS-sel meghatározott összetétel (atomszázalékban megadva)

29

porlasztást

A minta C tartalmának változása mutatja, hogy a C nagy része a minta felületén adszorbeálódott szennyező. Az összes oxigén ~15 %-ban titánhoz kötött, 20 %-ban pedig a felületi szennyezőktől származik. A P, a Ca és a Na mennyisége az ionporlasztást követően kismértékben csökken. Az oxidréteg külső felületén a P foszfát, illetve hidrogénfoszfát (PO43-, HPO42-) formájában van jelen (132.8 eV). A Ca (347.3 eV) és a Na (1073.2 eV) ionos formában detektálható. A P, Na és Ca elsősorban az anódos oxidációnál használt elektrolitból épülhetett be, részben pedig az alkalmazott sterilizálási eljárásból származhat. Az emberi szervezetből 3 év elteltével eltávolított implantátum felületéről, illetve az Ar+-porlasztással megtisztított felületről készült XPS spektrumot a 6. ábra mutatja.

Na 1s C (KLL) Ca (LMM)

Ti (LMM)

Intenzitás a.u.

O (KLL)

O 1s C 1s Ti 2s

Ti 2p Ca 2p N 1s

Ar 2p +

Cl 2p P 2p

Ar -porlasztás után

felület 1000

800

600

400

200

Kötési energia (eV)

6. ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO2/Ti lemezek csont felőli oldalának felületéről, ill. 40 perces Ar+ porlasztás után felvett XPS spektrumok (a.u.: arbitrary unit: önkényes egység) A részletes XPS spektrumok kiértékelésével kapott koncentrációértékeket a 4. táblázat foglalja össze. A mintán a Ti-n és az O-n kívül C, P, Ca, N, Cl és Na detektálható.

30

Ti

O

C

P

Ca

N

Cl

Na

Felület

0.8

16.0

75.1

0.5

1.0

4.9

0.8

0.7

Ar+ tisztítás után

5.7

19.2

63.6

-

2.3

4.5

1.7

2.9

4. táblázat Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO2/Ti lemez csont felőli oldalának felületén, ill. 40 perces Ar+ porlasztást követően XPS-sel meghatározott összetétel (atomszázalékban megadva)

A 4. táblázatból látható, hogy az emberi szervezetből 3 év elteltével eltávolított lemez felületét főleg C, Ca, N és O-ből álló réteg borítja. A felületen detektált összes titán TiO2 formájában van jelen. A N amidként (401.2 eV), a P foszfát, illetve hidrogénfoszfát formájában, az egyéb komponensek (Ca, Cl, Na) ez esetben is ionos formában detektálhatók. A nagyobb mennyiségű ionos komponens és a nagyobb N tartalom feltételezhetően az implantátum eltávolítása után alkalmazott fertőtlenítőszeres mosás következménye. A 40 perc időtartamú, Ar-ionokkal végzett tisztító-porlasztást követően a C tartalom csak kismértékben csökken, a Ca, Cl és Na mennyisége viszont kismértékben megnő. Ezek a változások arra utalnak, hogy a C, Cl, Ca és Na erősen kötődnek az implantátum felületéhez, illetve részben az implantátumot borító széntartalmú réteg. Az implantátum alaplemez főbb szennyezőinek mennyisége (Fe, Cr) egyik minta esetében sem érte el a módszer kimutatási határát (~ néhány tized atomszázalék). Az ionporlasztás következtében a TiO2 réteg részben redukálódik, ezért a réteg belsejében a Ti kémiai kötésállapota porlasztást követően nem vizsgálható. [11] Az anódos és termikus oxidáció során kialakult oxidréteg mélységi homogenitását, illetve ennek 3 év alatt az emberi szervezetben bekövetkező változását SIMS módszerrel vizsgáltuk. A SIMS mélységi analízisek eredményei a 7., 8., 9. ábrákon láthatók.

31

Ti

6

10

12

+

C + O 31 + P 35 + Cl 44 + Ca 48 + Ti 52 + Cr 56 + Fe 64 + TiO 16

5

10

TiO

4

Intenzitás (cps)

10

P

O

3

10

C

Ca

Fe Cr

2

10

Cl 1

10

0

10

0

20

40

60

80

100

120

140

160

180

200

Porlasztási idő (min)

7. ábra Eredeti TiO2/Ti lemez felületi oxidrétegéről készített SIMS mélységi profil (cps: counts per secundum)

Ti

6

10

12

+

C + O 31 + P 35 + Cl 44 + Ca 48 + Ti 52 + Cr 56 + Fe 64 + TiO 16

5

10

C 4

Intenzitás (cps)

10

TiO

O P

3

10

Cl

Ca

Fe Cr

2

10

1

10

0

10

0

20

40

60

80

100

120

140

160

180

200

Porlasztási idő (min)

8.

ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO2/Ti lemez csont felőli oldalának felületéről készített SIMS mélységi profil (cps: counts per secundum)

32

Ti

6

10

12

+

C + O 31 + P 35 + Cl 44 + Ca 48 + Ti 52 + Cr 56 + Fe 64 + TiO 16

5

10

C

4

Intenzitás (cps)

10

TiO Fe

3

O

10

P

Cl

Ca Cr

2

10

1

10

0

10

0

20

40

60

80

100

120

140

160

180

200

Porlasztási idő (min)

9. ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO2/Ti lemez lágyrész felőli oldalának felületi oxidrétegéről készített SIMS mélységi profil (cps: counts per secundum) A nulla porlasztási idő valamennyi mélységi profilgörbén a vákuum/oxid határfelületet (oxid külső felületét) mutatja. A porlasztási idő előrehaladtával az oxid egyre mélyebb rétegeiből kaphatunk információt. Az eredeti TiO2/Ti implantátumról készített SIMS mélységi profilon (7. ábra) az oxid külső felülete közelében hirtelen csökkenő ion és klaszterion hozamok a minta felületén adszorbeálódott oxigén hatásával magyarázhatók. Az oxidréteg belsejében az 16O+, a 48Ti+ és a 64TiO+ klaszterion hozama közel állandó. A fém/oxid határfelületet az

16

O+ illetve a

48

Ti+ és

64

TiO+ klaszter

intenzitásának drasztikus csökkenése jelzi. (A minta oxigéntartalmának csökkenése az összes ionhozam csökkenését vonja maga után [17]). A 7. ábrán a függőleges szaggatott vonal a fém/oxid határfelületet mutatja. Ismert rétegvastagságú SiO2/Si standardon meghatározott porlasztási sebesség (2.4 nm/perc) alapján becsülhető, hogy az implantátum felületét ~ 120-150 nm vastag oxidréteg borítja. Az ábráról leolvasható, hogy a felületi oxidrétegben valamennyi szennyező elemeloszlása inhomogén. A kezdeti (0-10 perc) magas ionhozamok a felületen adszorbeált oxigén hatásával magyarázhatók. Ezt követően az oxidréteg belsejében (10-50 perc) valamennyi szennyező szempontjából hullámvölgyet láthatunk. Az alapfém felszínéhez közeledve

33

(50-70 perc) a szennyezők aránya jelentősen emelkedik, majd az oxid/fém átmenet következtében csökkenő oxigéntartalom hatására az ionhozamok ismét csökkenő tendenciát mutatnak. A szennyzők közül a P az anódos oxidáció során az alkalmazott elektrolitból (Na2H(PO4)) épülhet be az oxidrétegbe. A C és a Fe az eredeti titán alapanyagban is fellelhetők. A Cr és a Ca a megmunkálás, a szállítás, vagy a sterilizálás során kerülhetett a lemezekre. Az egyes elemek arányának mélységi változását az oxidrétegben (a különböző időpontokban mért, titánra normált intenzitási adatokat) kettős t-próbával is értékeltük (5. táblázat).

p érték

C

P

Ca

Fe

Cr

0,0183

0,0175

0,0095

0,0270

0,0470

5. táblázat Az egyes elemek arányváltozásának szignifikanciája az oxidrétegben kettős t-próbával A statisztikai értékelésből kiolvasható, hogy valamennyi vizsgált elem arányváltozása szignifikáns. Különösen igaz ez a megállapítás a számunkra orvosbiológiai szempontból kiemelten fontos Fe és Cr változására. Az emberi szervezetbe beültetett, majd onnan 3 év elteltével eltávolított implantátum csontszövet felőli oldaláról készített SIMS mélységi profil a 8. ábrán látható. A kontroll implantátumnál tapasztaltakkal szemben (7. ábra), a következő változások figyelhetők meg: A vizsgálati tartománynak csaknem a feléig a

12

C+

ionhozama mintegy 1.5 nagyságrenddel meghaladja a beültetés előtti mintán mért értéket és a külső határfelülettől távolodva lassan csökken. A csökkenésével párhuzamosan megfigyelhető az növekedése. 90 perces porlasztási idő elteltével a

16

O+, a

12

48

Ti+ és

12

C+ ionhozamának

64

TiO+ ionhozamok

C+ ionhozama fokozottan csökkeni

kezd az 16O+, a 48Ti+ és 64TiO+ ionhozamának folyamatos csökkenése mellett. A kontroll implantátumon az oxid/fém határfelületet az 16O+, a 48Ti+ ionok és a 64TiO+ klaszterion hozamának hirtelen csökkenése jelezte (7. ábra). Az emberi szervezetből eltávolított implantátumon (8. ábra) ilyen változás − a vizsgált tartományban − nem figyelhető meg. Az emberi szervezetből eltávolított implantátum lágyrész felőli oldalán felvett SIMS mélységi profil a 9. ábrán látható. Az ionhozamok alakulása az 8. ábrán

34

bemutatottakhoz hasonló, de ez esetben a

12

C+ intenzitásának csökkenése 20 perces

porlasztási időnél figyelhető meg. Az emberi szervezetből eltávolított implantátumról készített SIMS mélységi profilgörbék értelmezéséhez megvizsgáltuk az implantátum laterális homogenitását is. Az XPS és a SIMS mérések során ugyanis az implantátum néhány négyzetmilliméteres területrészének átlagos összetételéről kaphatunk információt. Az AES mérések segítségével az implantátum néhány négyzet-mikrométeres területrészeinek lokális analízise is elvégezhető [17]. A 40 perc időtartamú Ar+-porlasztással megtisztított implantátumnak az XPS által vizsgált részletéről készült AES szekunder elektronképe a 10. ábrán látható.

10. ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO2/Ti lemeznek az XPS által vizsgált részletét bemutató szekunder elektronkép. A fehér négyzettel jelölt terület nagyított képét a 11. ábra mutatja. A fehér négyzet az AES analízisek során vizsgált területet a mutatja. Az ábrán megfigyelhető kontrasztkülönbség két okra vezethető vissza: egyrészt utalhat a minta lokálisan eltérő összetételére, másrészt annak morfológiai eltéréseiből is származhat. A 10. ábrán bejelölt részlet nagyított képe, valamint az AES analízisek pontos helye a 11. ábrán látható.

35

11. ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO2/Ti lemez 2x2 mm-es részletének szekunder elektronképe. Az X1-X7 pontokban felvett AES spektrumok a 12. ábrán láthatók. Az egyes mérési pontokban (Xi) felvett AES spektrumokat a 12. ábra mutatja. A fő komponenseken (Ti és O) kívül (Ti LMM, 387 ill. 420 eV, O (O KLL: 510 eV), C (C KLL: 272 eV), Ca (Ca LMM: 291 eV), valamint kismennyiségű Cl (Cl LMM: 181 eV) és P (P LMM: 120 eV) mutatható ki. Az implantátum tisztítása során Ar implantálódhat a mintába, ezért a 12. ábrán az Ar AES csúcsát is megjelöltük.

36

Ca P

Cl

C

Ti

O

Ar

X7

Intenzitás[a.u.]

X6 X5 X4

X3

X2

X1

200

300

400

500

600

Kinetikus energia (eV)

12. ábra Az emberi szervezetből 3 év után eltávolított TiO2/Ti lemezről –a 11. ábrán megjelölt X1-X7 pontokon- felvett AES spektrumok. (a.u.: arbitrary unit: önkényes egység) Az ábráról leolvasható, hogy az egyes mérési pontokban mért összetétel eltérő, azaz a minta felülete laterálisan inhomogén. A 11. ábrán az implantátum homogénnek látszó − világosszürke − részein felvett AES-spektrumok főleg Ti ill. O jelenlétét mutatják (X3, X4). A fehérebb színű területeken felvett pontokban ( X2, X5, X6, X7) a Ti és az O mellett nagyobb mennyiségű C, Ca mutatható ki. Az X5 és X6 pontokban Ti, O, C, Ca mellett kis mennyiségű P és Cl is detektálható. Az X1 pontban felvett AES

37

spektrumon Ti nem mérhető, csak C és Ca, ami azt jelenti, hogy a vizsgálat a lemezre rakódott csontszövetet „találta el”.

38

Megbeszélés I. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek eltávolításának retrospektív klinikai vizsgálata Az anódos oxidáció és termikus kezelés útján módosított titánoxid kerámia felszínű rögzítő elemek alkalmazása több, mint másfél évtizedre tekint vissza [121]. A titán rögzítő elemek rutinszerű eltávolítását betegeinknek nem javasoljuk [3, 29, 72, 98]. A lemezek és csavarok eltávolítására abban az esetben kerül sor, ha azok a betegnek panaszt okoznak, vagy a beteg a testidegen anyagok eltávolításához ragaszkodik. Jelen vizsgálat során arra a kérdésre kerestük a választ, hogy az általunk alkalmazott rögzítő elemeket mely panaszok esetén, milyen gyakorisággal kellett eltávolítani és az eltávolítás szükségessége összefüggésbe hozható-e a lemez alapanyagával, vagy a módosított felület okozta károsodással. A vizsgált időszak során 452 beteg esetében 1396 módosított felszínű titán lemezt helyeztünk be. A lemezek és csavarok eltávolítására a balesetet szenvedett betegek esetén 8.5%-ban, az állcsontfejlődési rendellenességek korrekcióját követően 5.8%-ban került sor. A traumás betegek esetében ez a szám lényegesen alacsonyabb, mint az irodalomból ismert adatok (12-17%). Az állcsontkorrekciós esetekben a különbség nem annyira szembetűnő (irodalmi adat: 7-12%). [3, 13, 29, 71]. A rögzítőelemek eltávolításának indokául szolgáló panaszok között -az irodalmi utalásokkal összhangban [3, 29, 71]- vezető helyen szerepel a lemezek és/vagy csavarok szabaddá válása (3.37%), 1.79%-ban krónikus gyulladás, infekció (osteomyelitis), ezt követi a tapintható domborulat, érzékenység (1.5%), panaszmentes beteg kérésére (0,93%), illetve lemeztörés miatt (0.14%) végzett beavatkozás. Az irodalmi utalásoktól eltérően a hőérzékenység nem szerepelt a panaszok között. A termikus és elektrokémiai úton módosított felszínű lemezek eltávolítása kapcsán egyetlen alkalommal sem tapasztaltunk metallózist, vagy a lemez felszínével összefüggésbe hozható szövetkárosodást a környező lágyszövetekben, ami pedig a hagyományos titán rögzítőelemek környezetében saját tapasztalataink és irodalmi utalások [46, 73, 74, 78] szerint is gyakori. Az elvégzett valószínűség számítás szerint az el nem távolított lemezek környezetében a szöveti pigmentáció kialakulásának valószínűsége kisebb, mint p<0,00925.

39

23 esetben találtunk osteolysis következtében kialakult csavarlazulást, ami feltehetőleg hibás műtéti technikára vezethető vissza (elégtelen hűtés, túl nagy fordulatszámmal történt fúrás). Fentiek alapján kijelenthetjük, hogy a termikus és elektrokémiai úton megnövelt oxidréteg-vastagság biztonságosabbá teszi a titán rögzítő elemek használatát, amely jobban ellenáll a szervezet által kifejtett korróziós hatásoknak és ritkábban válik szükségessé ezen elemek eltávolítása, mint más titán rögzítő elemek esetén.

40

II. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti mikroszkópos vizsgálata A Semmelweis Egyetem Szájsebészeti és Fogászati Klinikáján az arc-, állcsontfolytonosság hiányok rögzítésére immár több mint másfél évtizede használunk anódos oxidáció és termikus kezelés útján módosított felszínű rögzítő elemeket. A kötelezően elvégzendő technikai rutinvizsgálatokon túl számos vizsgálatot végeztünk annak felmérésére, hogy az így kialakított felszín szerkezetét közelebbről megismerjük. Korábban azonban technikai lehetőségeinket meghaladta az az igény, hogy a lemezek keresztmetszetét szövettani módszerekkel mikroszkóposan vizsgálni tudjuk. A hamburgi egyetem pathológiai részlegének segítségével igazolni tudtuk, hogy a fent leírt eljárással kialakított oxidréteg a lemez teljes felületét folytonosan, homogén módon beborítja. A mikroszkópos vizsgálattal anyagtani hibákat nem találtunk. Megerősítést nyert, hogy a felületi réteg nm-es nagyságrendben változó vastagságú.

41

III. Anódos és termikus úton felületkezelt titán lemezek felületi oxidrétegének vizsgálata felületanalitikai (XPS, AES, SIMS) módszerekkel

Az XPS és SIMS vizsgálatok alapján megállapítható, hogy a módosított felületű Ti implantátumot homogén oxigén-eloszlású, 120-150 nm vastag TiO2 réteg borítja. Az oxidréteg kialakításakor alkalmazott anódos oxidáció során az elektrolitból Na és P épül be. A N és Ca jelenléte azzal magyarázható, hogy a vizsgálati módszer érzékenysége a különböző elemek kimutatásában különböző, e két elem szempontjából pedig rendkívül érzékeny. [12, 17] A Ti alapfém főbb szennyezői (Cr, Fe) az oxid/fém határfelület közelében dúsulnak fel, az oxidréteg belsejében arányuk hozzávetőleg egy nagyságrenddel kisebb, mint az alapfém felületén. A Fe jelenléte az alapanyagként használt titán szennyezettségével magyarázható (1. függelék). A Cr szennyeződésre nem találtunk kielégítő magyarázatot, vagy a gyártási folyamat, vagy a szállítás során kontaminálódhatott az implantátum. Az egyes elemek arányváltozását magyarázhatja a szegregáció jelensége. (Hőkezelés –mint pl. sterilizálás- hatására egyes elemek a felület felé „vádorolnak” [33].) Statisztikai elemzéssel e szennyezők arányának változását az oxidrétegen belül szignifikánsnak találtuk. Ez azt jelenti, hogy az anódos és termikus oxidációval felületkezelt lemezeknek a szervezettel közvetlen kapcsolatban álló felülete az ismert allergének szempontjából „tisztább”, mint az alapfém. Az emberi szervezetben 3 év alatt a Ti implantátumon kialakított oxidrétegben a Ti kötésállapota nem változott meg, az alapfémet továbbra is TiO2 réteg fedi. Az emberi szervezetből eltávolított implantátumon található TiO2-t foltokban, inhomogén vastagságú, főként C és Ca-ból álló réteg fedi. A csont felőli oldalon ennek vastagsága sokkal nagyobb, mint a lágyrész felőli részen. E réteg jelenléte arra utal, hogy a második műtét során a csonttól az implantátum nem az implantátum/csontszövet határfelület mentén válik el, azaz az implantátum és a szervezet között igen erős biológiai kapcsolat alakul ki. Ennek a nem összefüggő, változó vastagságú rétegnek a jelenléte okozhatja azt is, hogy a szervezetből eltávolított implantátum SIMS mélységi profilján nem látunk éles oxid/fém határfelületet. Az oxid/fém határfelület elmosódottságát a határfelületen bekövetkező változások is okozhatják, illetve okozhatja ezt az implantátum külső felületétől távolodva folyamatosan csökkenő oldott O tartalom is. A vizsgált rétegtartomány Cl, Ca, P, Cr és Fe tartalma nagyobb a beültetés előtti implantátumon tapasztaltnál. A P, illetve Ca arányának növekedése a szervezetből való 42

beépüléssel magyarázható. A Cl mennyiségének növekedése feltételezhetően a minta fertőtlenítőszeres mosásának a következménye. Eredményeink alapján megállapítható, hogy a beültetés után annak ellenére, hogy a szervezet és az implantátum között igen erős kapcsolat alakul ki, maga a TiO2 felület minőségében nem változik, az oxidált felület továbbra is elzárja az alapfémet a szervezet agresszív hatásaitól.

43

Következtetések Az anódos oxidáció és termikus kezelés útján módosított titánoxid felszínű rögzítő elemek alkalmazása hosszú időre tekint vissza. Az ez alatt az időszak alatt felhalmozódott kedvező tapasztalatok indítottak minket arra, hogy a szervezet és e lemezek között kialakuló kölcsönhatásokat tüzetesebb vizsgálatoknak vessük alá. Külön aktualitást ad a kérdésnek, hogy -bár végleges konszenzus még nem alakult ki- egyre elfogadottabbá válik, hogy a titán rögzítő elemeket feladatuk betöltését követően sem kell a szervezetből eltávolítani. Ahhoz, hogy e „testidegen” anyagok eltávolításának mellőzését felelősséggel ajánlhassuk betegeinknek elegendő információra van szükségünk a szervezet és az implantátum között lezajló folyamatokról. Munkánk során különböző

módszerekkel

(klinikai

megfigyelés,

mikroszkópos

vizsgálat,

felületanalitikai módszerek) vizsgáltuk, hogy az általunk alkalmazott felületkezelési eljárás

hogyan

hat

a

lemezek

biokompatibilitására.

Retrospektív

klinikai

adatfeldolgozásunk, melynek során a behelyezett lemezek eltávolításának arányát, az eltávolítás indokait és a lemezkivétel során klinikailag (makroszkóposan) észlelhető szöveti pigmentációt kísértük figyelemmel az irodalomban meglehetősen gyakori, ezáltal lehetőségünk nyílt eredményeink mások megfigyeléseivel történő összevetésére. Ennek során azt tapasztaltuk, hogy a felületkezelt lemezek eltávolítására az irodalomban említett arányokhoz képest ritkábban kerül sor, az eltávolítás indokául szolgáló panaszok és azok gyakorisági sorrendje az irodalomban szereplőkkel megegyező. A lemezek eltávolítása során egy esetben sem tapasztaltunk a környező szövetekben pigmentációt (metallózist), amely más titán lemezek környezetében saját tapasztalataink és az irodalmi adatok szerint is gyakori. Másik vizsgálatunk, melynek során a felületkezelt lemezek keresztmetszeti képét figyeltük meg fénymikroszkóp alatt szintén bevett módszereken alapszik. Ennek során megállapítottuk, hogy az anódos oxidációval kialakított oxidréteg folytonos, a felület egészét beborítja. Harmadik vizsgálati sorozatunk a felületvizsgálatok során rutinszerűen alkalmazott módszerekre épül. Az orvosi irodalomban nem találtunk utalást arra, hogy egy adott felület eredeti és a szervezettel hosszabb időn át kapcsolatban lévő (korrodált) formájának jellemzőit e módszerekkel összehasonlították volna. E vizsgálatok során egyfelől meghatároztuk a felszín anyagtani összetételét, a felületi oxidrétegben a titán kémiai kötésállapotát és a felületi oxidréteg vastagságát. Megállapítottuk, hogy az eredeti lemez felszínén az általunk mért -allergénként ismert- fém szennyezők (Cr, Fe) előfordulási aránya az 44

oxidrétegen belül szignifikánsan kisebb, mint az alapfém felszínén. Igazoltuk, hogy a titán az anódos és termikus oxidációval kialakított felületi rétegben a legstabilabb oxid (TiO2) formájában van jelen mind az eredeti, mind a használt lemezeken. Megállapítottuk, hogy a kivett lemezek felszínén szenet, kalciumot és foszfort tartalmazó szennyeződés található és ezek az elemek az oxidrétegben is feldúsulnak. Az eredeti lemezeken az oxidréteg vastagságát 120-150 nm-nek mértük, annak esetleges változást azonban nem tudtuk megállapítani, mert a szerves anyag appozíció e rendkívül érzékeny vizsgálati eljárások eredményeit befolyásolta. Ez utóbbi kérdés tekintetében tehát célkitűzésünket nem sikerült megvalósítani. A többi kérdésre kapott válaszok vizsgálata során arra a végkövetkeztetésre jutottunk, hogy az általunk vizsgált felületi oxidréteg a szervezet és az implantátum kapcsolatát kedvezően befolyásolja.

45

Az értekezés új eredményei 1. Az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek -más, fémből készült rögzítő elemekkel szemben- nem okoznak a lemez anyagával

összefüggésbe

hozható,

klinikailag

észlelhető

szöveti

pigmentációt (metallózist). 2. Az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemeket az általunk vizsgált betegcsoportban ritkábban kellett eltávolítani, mint más, titán rögzítő elemeket. 3. Az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek eltávolításának indokául szolgáló panaszok megegyeznek a más, fémből készült rögzítő elemek eltávolítását eredményező panaszokkal, melyek nem

hozhatók

összefüggésbe

az

oxidált

titán-felület

anyagi

természetével. 4. Az anódos és termikus oxidációval kialakított réteg folytonos, a rögzítő elemek teljes felszínét (nem csak szigetszerűen) beborítja. 5. Az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek felszínét 120-150 nm vastag TiO2 réteg borítja. A szervezetből eltávolított rögzítő elemek felszínén kialakult oxidréteg vastagsága az általunk használt nagy érzékenységű felületanalitikai módszerekkel nem határozható meg egyértelműen, ezért az oxidréteg vastagságának változása sem volt mérhető. 6. Az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek felszínén a titán kémiai kötésállapota TiO2 és a kötésállapot a szervezettel való kölcsönhatás során nem változik. 7. Felületanalitikai módszerekkel meghatároztuk az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek felszíni oxidrétegének összetételét.

46

8. Megállapítottuk, hogy az anódos és termikus oxidációval kialakított felületi rétegben az allergénkét ismert szennyezők (Cr, Fe) aránya szignifikánsan kisebb, mint az oxid/fém határfelületen. 9.

Megállapítottuk, hogy a szervezetből történő eltávolítást követően a titánoxid felületet foltokban inhomogén vastagságú, főként szénből, kalciumból és foszforból álló réteg fedi. Ez a réteg a lemez csont felőli oldalán vastagabb, mint a lágyrész felőli oldalon, azaz a csont és az implantátum felszíne között igen szoros biológiai kapcsolat alakul ki.

10. Az anódos és termikus úton felületkezelt titán rögzítő elemek oxidrétegének C, P és Ca tartalma a szervezettel való kölcsönhatás során megnő. 11. Összességében megállapítottuk, hogy az anódos és termikus oxidációval a rögzítő elemek és a szervezet közötti nem kívánt kölcsönhatás csökkenthető.

47

Köszönetnyilvánítás

Ezúton is szeretnék köszönetet mondani mindenekelőtt Szabó György professzor úrnak, aki témavezetőként és intézetvezetőként úgy a tudományos tevékenységemben, mint a szakmai fejlődésem során nélkülözhetetlen segítséget nyújtott. Útmutatása és állandó ösztönzése nélkül ez a munka nem jöhetett volna létre. Köszönöm a segítséget, a támogatást és a számos jó tanácsot Barabás József professzornak. Köszönettel tartozom kollégámnak és barátomnak dr. Németh Zsoltnak, aki mindig

türelemmel

és

jószándékúlag

támogatott

munkám

során.

Segítsége

számtalanszor juttatott át leküzdhetetlennek tűnő akadályokon. Köszönöm a segítséget és az együttműködést kutató és szerzőtársaimnak, a Budapesti Műszaki és Gazdaságtudományi Egyetem Atomfizika Tanszék Felületfizika Laboratórium munkatársainak - legfőképpen dr. Kiss Gábornak – a felületanalitikai vizsgálatok értékelésében nyújtott segítségért, Szigeti Krisztiánnak a statisztikai értékelésben nyújtott segítségért és dr. Suba Csongornak a számos közösen elkészített publikációért. Köszönöm a támogatást és a türelmet valamennyi kollégámnak – különösen dr. Bogdán Sándornak – és a klinika összes dolgozójának, akik lehetővé tették számomra, hogy a mindennapi munka mellett időt szakíthassak a tudományos tevékenységre is. Hálával és szeretettel emlékezem meg családomról, amiért türelemmel viselték hiányomat és pótolhatatlan lelki támogatást nyújtottak a nehéz pillanatokban is. Köszönettel tartozom szüleimnek, akik elindítottak az ide vezető úton.

48

Irodalomjegyzék 1. Acero J, Calderon J, Salmeron JI, Verdaguer JJ, Concejo C, Somacarrera ML: The behaviour of titanium as a biomaterial: microscopy study of plates and surrounding tissues in facial osteosynthesis. J Craniomaxillofac Surg 1999: 27: 117-123 2. Albrektsson T, Johansson C, Lundgren AK, Sul YT, Gottlow J: Experimental studies on oxidized implants. A histomorphometrical and biomechanical analysis. Appl Osseointegr Res 2000: 1: 21-24 3. Alpert B, Seligson D: Removal of asymptomatyc bone plates used for orthognatic surgery and facial fractures. J Oral Maxillofacial Surg 1997: 54: 618-621 4. Andersson G, Krebs T, Morgner H: Angle resolved ion scattering spectroscopy reveals the local topography around atoms in a liquid surface. Phys Chem Chem Phys. 2005: 7: 2948-2954 5. Arwin H, Poksinski M, Johansen K: Total internal reflection ellipsometry: principles and applications. Appl Opt. 2004: 43: 3028-3036 6. Aziz SR, Ziccardi VB, Borah G: Current therapy: complications associated with rigid internal fixation of facial fractures. Compend Contin Educ Dent. 2005: 26: 565-571 7. Baier R, Meyer A: Implant surface preparation. Int J Oral Maxillofac Implants 1988: 3: 9-20 8. Barrere F, Lebugle A, Van Blitterswijk CA, De Groot K, Layrolle P, Rey C: Calcium phosphate interactions with titanium oxide and alumina substrates: an XPS study. J Mater Sci Mater Med. 2003: 14: 419-425 9. Bertóti

I,

Marosi

Gy,

Tóth

A:

Válogatott

fejezetek

a

műszaki

felülettudományból. Doktori tanfolyam kézirat Műegyetemi Kiadó Budapest, 1998 10. Bhatt V, Langford RJ: Removal of miniplates in maxillofacial surgery: University Hospital Birmingham experience. J Oral Maxillofac Surg. 2003: 61: 553-556 11. Briggs D, Seah MP: Practical surface Analysis. Vol 1, 2nd ed., John Wiley & Sons, New York, 1983

49

12. Briggs D, Seah MP,: Practical surface analysis Vol. 2. 2nd. ed. John Wiley and Sons New York, 1993 13. Brown JS, Trotter M, Cliffe J, Ward-Booth RP, Williams ED: The fate of miniplates in facial trauma and orthognathic surgery: a retrospective study. Br J Oral Maxillofac Surg 1989: 27: 306-315 14. Brunette DM, Tengvall P, Textor M, Thomsen P: Titanium in Medicine: material science, surface science, engineering, biological responses and medical applications. Springer New York, 2001 15. Brunski JB, Puleo DA, Nanci A: Biomaterials and biomechanics of oral and maxillofacial implants: current status and future developments. Int J Oral Maxillofac Implants. 2000: 15: 15-46 16. Brunski JB: Titanium-based alloys. In: Ratner BD, Hoffman AS, Schoen FJ, Lemons JE: Biomaterials science. Elsevier London, 2004 17. Brümmer O., Heydenreich J., Krebs K. és mtsa: Szilárd testek vizsgálata elektronokkal, ionokkal és röntgensugarakkal. Műszaki Könyvkiadó Budapest, 1984 18. Castillo MH, Button TM, Homs MI: Effects of radiation therapy on mandibular reconstruction plates. Transactions of the forty-first annual cancer symposium. The Society of Surgical Oncology, New Orleans, LA 1988 p. 114 19. Cawood JI: Small plate osteosyntheses of mandibular fractures. Br J Oral Maxillofac Surg 1985: 23: 77-91 20. Cooper LF, Masuda T, Whitson SW, Yliheikkilä P, Felton D: Formation of mineralizing osteoblast cultures on machined, titanium oxide grit-blasted, and plasma-sprayed titanium surfaces. Int J Oral Maxillofac Implants 1999: 14: 3747 21. Divinyi T.: Fogászati implantológia. Springer, Budapest, 1998: 68-73 22. Donath K: Die Trenn-Dünnscliff-Technik zur Herstellung histologischer Präparate von nicht schneidbaren Geweben und Materialien. Die Präparator 1988: 34: 197-206 23. Ekgasit S, Thammacharoen C, Yu F, Knoll W: Influence of the metal film thickness on the sensitivity of surface plasmon resonance biosensors. Appl Spectrosc. 2005: 59: 661-667 24. Eliades T: Passive film growth on titanium alloys: Physicochemical and biologic considerations. Int J Oral Maxillofac Implants 1997: 12: 621-627 50

25. Ewans EJ: Cell demage in vitro following direct contact with fine particles of titanium, titanium alloy and cobalt-chrome-molybdenum alloy. Biomaterials 1994: 15: 713-721 26. Fearon JA, Munro IR, Bruce DA: Observations on the use of rigid fixation for craniofacial deformities in infants and young children. Plast Reconstr Surg 1995: 95: 634-639 27. Fiala TGS, Novelline RA, Yaremchuk MJ: Comparison of CT imaging artifacts from craniomaxillofacial internal fixation devices. Plast Reconstruct Surg 1993: 92: 1227-1233 28. Fiala

TGS,

Paige

KT,

Davis

TL:

Comparison

of

artifact

from

craniomaxillofacial internal fixation devices: magnetic resonance imaging. Plast Reconstruct Surg 1994: 93: 727-732 29. Francel TJ, Birely BC, Ringelman PR, Manson PN: The fate of plates and screws after facial fracture reconstruction. Plast Reconstr Surg 1986: 90: 568573 30. Friedman KE, Vernon SE: Squamous cell carcinoma developing in conjunction with a mandibular staple bone plate. J Oral Maxillofac Surg 1983: 41: 265-269 31. Gaggl A, Schultes G, Müller WD, Kärcher H: Scanning electron microscopical analysis of laser-treated titanium implant surfaces - a comparative study. Biomaterials 2000: 21: 1067-1073 32. Gammer K, Rosner M, Poeckl G, Hutter H: AES and SIMS analysis of nonmetallic inclusions in a low-carbon chromium-steel. Anal Bioanal Chem. 2003: 376: 255-259 33. Giber J, Vargáné Josepovits K, Gyulai J, Biró LP: Diffúzió és implantáció szilárdtestekben. Műszaki Könyvkiadó Budapest, 1997 34. Gottlow J, Henry PJ, Tan AES, Allan BP, Johansson C, Hall J: Biomechanical and histologic evaluation of the TiUnite and Osseotite implant surfaces in dogs. Appl Osseointegr Res 2000: 1: 28-30 35. Gullane PJ: Primary mandibular reconstruction: analysis of 64 cases and evaluation of iterface radiation dosimetry on bridging plates. Laryngoscope 1991: 101: 1-8 36. Hallie E, Placko MSE, Sourabh M, Jeffery J, Weimer, Linda C: Surface Characterization of Titanium-Based Implant Materials. Int Oral Maxillofac Implants 2000: 15: 355-363 51

37. Hall J, Lausmaa J: Properties of a new porous oxide surface on titanium implants. Appl Osseointegr Res 2000: 1: 5-8 38. Heinisch C, Ramminger P, Hutter H: SIMS investigation of CrN sputtercoatings. Anal Bioanal Chem. 2002: 374: 592-596 39. Hirai H, Okumura A, Goto M, Katsuki T: Histologic study of the bone adjacent to titanium bone screws used for mandibular fracture treatment. J Oral Maxillofac Surg. 2001: 59: 531-537; discussion 537-538 40. Huang JH, Williams RS: Surface-structure analysis of Au overlayers on Si by impact-collision ion-scattering spectroscopy: sqrt 3 x sqrt 3 and 6 x 6 Si(111)/Au. Phys Rev B Condens Matter. 1988: 38: 4022-4032 41. Hulme J, Malins C, Singh K, Fielden PR, Goddard NJ: Internally-referenced resonant mirror for chemical and biochemical sensing. Analyst. 2002: 127: 12331236 42. Hwang RQ, Bartelt MC: Scanning Tunneling Microscopy Studies of Metal on Metal Epitaxy. Chem Rev. 1997: 97: 1063-1082 43. Ikemura K, Hidaka H, Etoh T, Kabata L: Osteosynthesis in facial bone fractures using miniplates: clinical and experimental studies. J Oral Maxillofac Surg 1988: 46: 10-14 44. Ishizawa H, Ogino M: Formation and characterization of anodic titanium oxide films containing Ca and P. J Biomed Mater Res 1995: 29: 65-72 45. Izuka T, Lindqvist C: Rigid internal fixation of mandibular fractures. An analysis of 270 fractures treated using AO/ASIF method. Int J Oral Maxillofac Surg 1992: 21: 65-69 46. Jonas L, Fulda G, Radeck C, Henkel KO, Holzhuter G, Mathieu HJ: Biodegradation of titanium implants after long-time insertion used for the treatment of fractured upper and lower jaws through osteosynthesis: element analysis by electron microscopy and EDX or EELS. Ultrastruct Pathol. 2001: 25: 375-383 47. Jorgenson DS, Mayer HM, Ellenbogen GR, Centeno AJ, Johnson BF, Mullick GF, Manson PN: Detection of titanium in human tissues after craniofacial surgery. Plast Reconstruct Surg 1997: 99: 976-979 48. Kálmán E: Felületvizsgálat Elektronmikroszkóppal (TEM, SEM) és Pásztázó Tűszondás Mikroszkóppal (STM, AFM). MTA KKKI, Budapest, 1998

52

49. Kennady MC, Tucker MR, Lester GE: Histomorphometric evaluation of stress shielding in mandibular continuity defects treated with rigid fixation plates and bone grafts. Int J Oral Maxillofac Surg 1989: 18: 170-175 50. Kennady MC, Tucker MR, Lester GE: Stress shielding effects of rigid internal fixation plates on mandibular bone grafts. A photon absorption densitometry and quantitative computerized tomographic evaluation. Int J Oral Maxillofac Surg 1989: 18: 307-312 51. Keresztes Zs, Telegdi J, Beczner J, Kálmán E: The influence of biocides on the microbiologically influenced corrosion of mild steel and brass. Electrochi. Acta 1998: 43: 77-85 52. Kilpadi VD, Lemons EJ, Lui J, Raikar NG, Weimer JJ, Vohra Y: Cleaning and heat-treatment effects on unalloyed titanium implant surfaces. Int Oral Maxillofac Implants 2000: 15: 219-230 53. Kim YK, Yeo HM, Lim SC: Tissue response to titanium plates: a transmitted electron microscopic study. J Oral Maxillofac Surg 1997: 55: 322-326 54. Koblischka MR, Hartmann U: Recent advances in magnetic force microscopy. Ultramicroscopy. 2003: 97: 103-112 55. Kolmakov A, Goodman DW: In situ scanning tunneling microscopy of oxidesupported metal clusters: nucleation, growth, and thermal evolution of individual particles. Chem Rec. 2002: 2: 446-457 56. Krecar D, Vassileva V, Danninger H, Hutter H: Characterization of the distribution of the sintering activator boron in powder metallurgical steels with SIMS. Anal Bioanal Chem. 2004: 379: 605-609 57. Krupa D, Baszkiewicz J, Kozubowski JA, Mizera J, Barcz A, Sobczak JW, Bilinski A, Rajchel B: Corrosion resistance and bioactivity of titanium after surface treatment by three different methods: ion implantation, alkaline treatment and anodic oxidation. Anal Bioanal Chem. 2005: 381: 617-625 58. Langford RJ, Frame JW: Tissue changes adjacent to titanium plates in patients. J Craniomaxillofac Surg. 2002: 30: 103-107. Erratum in: J Craniomaxillofac Surg 2002: 30: 373-379 59. Larsson C: The interface between bone and implants with different surface oxide properties. Appl Osseointegr Res 2000: 1: 9-14 60. Larsson C, Thomsen P, Aronsson BO, Rodahl M, Lausmaa J, Kasemo B, Ericson LE: Bone response to surface-modified titanium implants: studies on the 53

early tissue response to machined and electropolished implants with different oxide thicknesses. Biomaterials 1996: 17: 605-616 61. Lausmaa J, Kasemo B: Accelerated oxide growth on titanium implants during autoclaving caused by fluorine contamination. Biomaterials 1985: 6: 23-27 62. Lefevre G: In situ Fourier-transform infrared spectroscopy studies of inorganic ions adsorption on metal oxides and hydroxides. Adv Colloid Interface Sci. 2004: 107: 109-123 63. Liang P, Yang L, Hu B, Jiang Z: ICP-AES detection of ultratrace aluminum(III) and chromium(III) ions with a microcolumn preconcentration system using dynamically immobilized 8-hydroxyquinoline on TiO2 nanoparticles. Anal Sci. 2003: 19: 1167-1171 64. Lim JY, Oshida Y, Andres JC, Barco TM: Surface characterizations of variously treated titanium materials. Int J Oral Maxillofac Implants 2001: 16: 333-342 65. Linkow LI, Donath K, Lemons JE: Retrieval analyses of a blade implant after 231 months of clinical function. Implant Dent 1992: 1: 37-43 66. Listgarten MA, Buser D, Steinemann SG, Donath K, Lang NP, Weber HP: Light and transmission electron microscopy of the intact interfaces between nonsubmerged titanium-coated epoxy resin implants and bone or gingiva. J Dent Res. 1992: 71: 364-371 67. Liu JQ, Luo ZS, Cui FZ, Duan XF, Peng LM: High-resolution transmission electron microscopy investigations of a highly adhesive hydroxyapatite coating/titanium interface fabricated by ion-beam-assisted deposition. J Biomed Mater Res. 2000: 52: 115-118 68. López MF, Gutiérrez A, Jiménez JA: In vitro corrosion behaviour of titanium alloys without vanadium. Electrochimica Acta 2002: 47: 1359-1364 69. López MF, Gutiérrez A, Jiménez JA: Surface characterization of new non-toxic titanium alloys for use as biomaterials. Surface Science 2001: 48: 300-305 70. López MF, Soriano L., Palomares FJ, Sánchez-Agudo M, Fuentes GG, Gutiérrez A, Jiménez JA: Soft x-ray absorption spectroscopy study of oxide layers on titanium alloys. Surf. Interface Anal 2002: 33: 570-576 71. Manor Y, Chaushu G, Taicher S: Risk factors contributing to symptomatic plate removal in orthognathic surgery patients. J Oral Maxillofac Surg 1999: 57: 679682

54

72. Matthew IR, Frame JW: Policy of consultant oral and maxillofacial surgeons towards removal of miniplate components after jaw fracture fixation: pilot study. Br J Oral Maxillofacial Surg 1999: 37: 110-112 73. Matthew IR, Frame JW: Release of metal in vivo from stressed and nonstressed maxillofacial fracture plates and screws. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod. 2000: 90: 33-38 74. Matthew IR, Frame JW: Ultrastructural analysis of metal particles released from stainless steel and titanium miniplate components in an animal model. J Oral Maxillofac Surg 1998: 56: 45-50 75. McCracken, M.: Dental implant materials: commercially pure titanium and titanium alloys. J. Prosthodont. 1999, 8, 40-43 76. McQueen D, Sundgren JE, Ivarsson B, Lundstrom I, afEkenstam B, Svensson A, Branemark P-I, Albrektsson T: Auger electron spectroscopic studies of titanium implants. Adv Biomaterials 1982: 4: 179-184 77. Merritt K, Margevicius RW, Brown SA: Storage and elimination of titanium, aluminium and vanadium salts, in vivo. J Biomed Mater Res 1992: 26: 15031509 78. Moberg LE, Nordenram A Kjellman O: Metal release from plates used in jaw fracture treatment. Int J Oral Maxillofac Surg 1989: 18: 311-314 79. Moritz N, Areva S, Wolke J, Peltola T: TF-XRD examination of surface-reactive TiO2 coatings produced by heat treatment and CO2 laser treatment. Biomaterials. 2005: 26: 4460-4467 80. Mosbah MR, Oloyede D, Koppel DA, Moos KF, Stenhouse D: Miniplate removal in trauma and orthognathic surgery--a retrospective study. Int J Oral Maxillofac Surg. 2003: 32: 148-151 81. Mosser A, Speisser C, Muster D: Surface Physics Methods for Biomaterials Characterisation. Biomaterials - Hard Tissue Repair and Replacement. Elsevier Science Publishing Co. 1992; 143 82. Nakai I, Kondoh H, Amemiya K, Nagasaka M, Shimada T, Yokota R, Nambu A, Ohta T: Mechanism of the CO oxidation reaction on O-precovered Pt(111) surfaces studied with near-edge x-ray absorption fine structure spectroscopy. J Chem Phys. 2005: 122: 134709 83. Nickel H, Quadakkers WJ, Singheiser L: Analysis of corrosion layers on protective coatings and high temperature materials in simulated service 55

environments of modern power plants using SNMS, SIMS, SEM, TEM, RBS and X-ray diffraction studies. Anal Bioanal Chem. 2002: 374: 581-587 84. Ning CQ, Greish Y, El-Ghannam A: Crystallization behavior of silica-calcium phosphate biocomposites: XRD and FTIR studies. J Mater Sci Mater Med. 2004: 15: 1227-1235 85. Nobuyuki T, Shizuko I, Yukata K, Masafumi M: Investigation of titanium leak to bone tissue surrunding dental titanium implant: elektron microscopic findings and analysis by electron diffraction. Med Electron Microsc 2000: 33: 96-101 86. Onodera K, Ooya K, Kawamura H: Titanium lymph node pigmentation in the reconstruction plate system of a mandibular bone defect. Oral Surg Oral Med Oral Pathol 1993: 75: 495-499 87. Osborn J.F.: Biowerkstoffe und Ihre Anwendung bei Implantaten. Schweiz. Mschr. Zahnheilk. 1979: 77: 580-585 88. Otsuki S, Tamada K, Wakida S: Two-dimensional thickness measurements based on internal reflection ellipsometry. Appl Opt. 2005: 44: 1410-1415 89. Passian A, Wig A, Lereu AL, Evans PG, Meriaudeau F, Thundat T, Ferrell TL: Probing large area surface plasmon interference in thin metal films using photon scanning tunneling microscopy. Ultramicroscopy. 2004: 100: 429-436 90. Piattelli A, Trisi P, Passi P, Piattelli M, Cordioli GP: Histochemical and confocal laser scanning microscopy study of the bone-titanium interface: an experimental study in rabbits. Biomaterials. 1994: 15: 194-200 91. Placko HE, Mishra S, Weimer JJ, Lucas LC: Surface characterization of titanium-based implant materials. Int J Oral Maxillofac Implants 2000: 15 : 355363 92. Pozsgai I: A pásztázó elektronmikroszkópia és az elektronsugaras mikroanalízis alapjai. ELTE, Budapest, 1995 93. Qing Y, Hang Y, Wanjaul R, Jiang Z, Hu B: Adsorption behavior of noble metal ions (Au, Ag, Pd) on nanometer-size titanium dioxide with ICP-AES. Anal Sci. 2003: 19: 1417-1420 94. Quirynen M, Bollen CML, Willems G, van Steenberghe D: Comparison of surface characteristics of six commercially pure titanium abutments. Int J Oral Maxillofac Implants 1994: 9: 71-76 95. Rae T: The biological response to titanium and titanium-aluminium-vanadium alloy particles I. Tissue culture studies. Biomaterials 1986: 7: 30-36 56

96. Rae T: The biological response to titanium and titanium-aluminium-vanadium alloy particles II. Long-term animal studies. Biomaterials 1986: 7: 37-40 97. Rasmussen A, Deckert V: New dimension in nano-imaging: breaking through the diffraction limit with scanning near-field optical microscopy. Anal Bioanal Chem. 2005: 381: 165-172 98. Rosenberg A, Graetz KW, Sailer HF: Should titanium miniplates be removed after bone healing is complete. Int J Oral Maxillofac Surg 1993: 22: 185-188 99. Santamaria-Fernandez R, Cave MR, Hill SJ: The effect of humic acids on the sequential extraction of metals in soils and sediments using ICP-AES and chemometric analysis. J Environ Monit. 2003: 5 : 929-934 100.

Sawase T, Wennerberg A, Hallgren C, Albrektsson T, Baba K: Chemical

and topographical surface analysis of five different implant abutments. Clin Oral Implants Res 2000: 11: 44-50 101.

Sawase T, Wennerberg A, Hallgren C, Miyamoto I, Albrektsson T:

Atomic force microscopic study of commercially available implant abutments. Clin Implant Dent Relat Res 1999: 1: 92-97 102.

Schliephake H, Lehmann H, Kunz U, Schmelzeisen R: Ultrastructural

findings in soft tissues adjacent to titanium plates used in jaw fracture treatment. Int J Oral Maxillofacial Surg 1993: 22: 20-25 103.

Schliephake H, Neukam FW, Urban R: Titanbelastung parenchymatöser

Organe nach Insertion von Titanschraubenimplantaten: Z Zahnarztl Implantol 1989: 5: 180-184 104.

Schliephake H, Reiss G, Urban R, Neukam FW, Günay H: Freisetzung

von titan aus Schraubenimplantaten. Z Zahnarztl Implantol 1991: 7: 6-10 105.

Sennerby L, Miyamoto I: Insertion Torque and RFA analysis of TiUnite

and SLA implants. Appl Osseointegr Res 2000: 1: 31-33 106.

Shibli JA, Marcantonio E, d'Avila S, Guastaldi AC, Marcantonio E Jr:

Analysis of failed commercially pure titanium dental implants: a scanning electron microscopy and energy-dispersive spectrometer x-ray study. J Periodontol. 2005: 76: 1092-1099 107.

Song Z, Hrbek J, Osgood R: Formation of TiO2 nanoparticles by

reactive-layer-assisted deposition and characterization by XPS and STM. Nano Lett. 2005: 5: 1327-1332

57

108.

Suba C, Kovacs K, Kiss G, Velich N, Kovacs L, Kadar B, Szabo G:

Anódos oxidációval felületkezelt titánimplantátumok és az emberi szervezet közötti kölcsönhatás vizsgálata felületanalitikai módszerekkel. Orv Hetil. 2004; 145: 2085-2091 109.

Suba C, Lakatos-Varsanyi M, Miko A, Kovacs L, Velich N, Kadar B,

Szabo G: Anódosan és termikusan felületkezelt osteosynthesis lemezek korróziós vizsgálata. Fogorv Sz. 2005; 98: 3-8 110.

Suba C, Velich N, Turi C, Szabo G: Surface analysis methods of

biomaterials used in oral surgery: literature review. J Craniofac Surg. 2005; 16: 31-36 111.

Suba C, Velich N, Vida G, Kovacs L, Kiss G, Szabo G: Anodikus

titánoxid-réteggel bevont titán implantátumok felületének vizsgálata SIMS és XPS módszerrel. Fogorv Sz. 2003; 96: 197-203 112.

Suba C, Velich N, Voros J, Turi C, Szabo G: Titán implantátumok

felületének modern vizsgálati lehetőségei. (Összefoglaló referátum). Fogorv Sz. 2004; 97: 29-35 113.

Such MW, Kramer DE, Hersam MC: Reproducible lateral force

microscopy measurements for quantitative comparisons of the frictional and chemical properties of nanostructures. Ultramicroscopy. 2004: 99: 189-196 114.

Sullivan JL, Saied SO, Bertoti I: The effect of ion and neutral sputtering

on single crystal TiO2. Vacuum 1991: 42: 1203-1208 115.

Sul YT, Johansson CB, Jeong Y, Albrektsson T: The electrochemical

oxide growth behaviour on titanium in acid and alkaline electrolytes. Med Eng Phys 2001: 23: 329-346 116.

Sul YT, Johansson CB, Kerstin Röser, Albrektsson T: Qualitative and

quantitative observations of bone tissue reactions to anodised implants. Biomaterials 2002: 23: 1809-1817 117.

Sul YT, Johansson CB, Petronis S, Krozer A, Jeong Y, Wennerberg A,

Albrektsson T: Characteristics of the surface oxides on turned and electrochemically oxidized pure titanium implants up to dielectric breakdown: the oxide thickness, micropore configurations, surface roughness, crystal structure and chemical composition. Biomaterials 2002: 23: 491-501

58

118.

Sunderman FW: Carcinogenicity of metal alloys in orthopedic

prostheses: clinical and experimental studies. Fundam Appl Toxicol 1989: 13: 205-213 119.

Szabó Gy, Kovács L, Vargha K: Lehetőségek az orvosi implantátumok

felületi tulajdonságainak javítására (1. rész). Fogorv Sz 1994: 87: 191-199 120.

Szabó Gy, Kovács L, Vargha K: Lehetőségek az orvosi implantátumok

felületi tulajdonságainak javítására (2. rész). Fogorv Sz 1995: 88: 73-77 121.

Szabó G, Kovács L, Vargha K, Barabás J, Németh Zs: A new advanced

surface modification technique-Titanium oxide ceramic surface implants: The background and long-term results. J Long-term Eff Med Implants 1999: 9: 247259 122.

Takebe J, Itoh S, Okada J, Ishibashi K: Anodic oxidation and

hydrothermal treatment of titanium results in a surface that causes increased attachment and altered cytoskeletal morphology of rat bone marrow stromal cells in vitro. J Biomed Mater Res 2000: 51: 398-407 123.

Takeshita F, Ayukawa Y, Iyama S, Murai K, Suetsugu T: Long-term

evaluation of bone-titanium interface in rat tibiae using light microscopy, transmission electron microscopy, and image processing. J Biomed Mater Res. 1997: 37: 235-242 124.

Tanizawa Y, Johna N, Yamamoto Y, Nishikawa N: Salivary films on

hydroxyapatite studied by an in vitro system for investigating the effect of metal ions and by a quartz-crystal microbalance system for monitoring layer-by-layer film formation. J Cosmet Sci. 2004: 55: 163-176 125.

Tkachenko V, Marino A, Vita F, D'Amore F, De Stefano L, Malinconico

M, Rippa M, Abbate G: Spectroscopic ellipsometry study of liquid crystal and polymeric thin films in visible and near infrared. Eur Phys J E Soft Matter. 2004: 14: 185-192 126.

Tsukimoto S, Arai S, Konno M, Kamino T, Sasaki K, Saka H: In situ

high resolution electron microscopy/electron energy loss spectroscopy observation of wetting of a Si surface by molten Al. J Microsc. 2001: 203: 17-21 127.

Tufekci E, Brantley WA, Mitchell JC, Foreman DW, Georgette FS:

Crystallographic characteristics of plasma-sprayed calcium phosphate coatings on Ti-6Al-4V. Int J Oral Maxillofac Implants 1999: 14: 661-672

59

128.

Velich N, Kovács L, Németh Zs, Szabó Gy: Anódos oxidációval

felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti vizsgálata. Orv Hetil. Közlésre elfogadva 129.

Velich

N,

Németh

Zs,

Barabás

J,

Szabó

Gy:

Anodikus

titánoxidkerámiával bevont titánlemezek eltávolításának utóvizsgálatati. Fogorv Sz 2002: 95: 63-66 130.

Velich N, Németh Zs, Suba Cs, Szabó Gy: Removal of titanium plates

coated with anodic titanium oxide ceramic. Retrospective study. J Craniofac Surg 2002: 13: 636-640 131.

Vincent BC: Handbook of monochromatic XPS spectra. XPS

International LLC, California, 1999 132.

Wagner, C.: A brief introduction to advanced surface modification

technologies. J. Oral Implantol. 1992, 18, 231-235 133.

Waldhart E, Rothler G, Norer B, Puelacher W: Management of mid-

facial fractures. Mund Kiefer Gesichtschir 2000: 4 Suppl 1: S118-125 134.

Weingart D, Steinemann S, Schilli W, Strub JR, Hellerich U,

Assenmacher J, Simpson J: Titanium deposition in regional lymph nodes after insertion of titanium screw implants in maxillofacial region. Int J Oral Maxillofac Surg 1994: 23: 450-452 135.

Wieland M,Textor M, Nicholas DS, Donald MB: Wavelenght-dependent

roughness: a quantitative approach to characterizing the topography of rough titanium surfaces. Int Oral Maxillofac Implants 2001: 16: 163-180 136.

Willey TM, Vance AL, Bostedt C, van Buuren T, Meulenberg RW,

Terminello LJ, Fadley CS: Surface structure and chemical switching of thioctic acid adsorbed on Au(111) as observed using near-edge X-ray absorption fine structure. Langmuir. 2004: 20: 4939-4944 137.

Woodman JL, Jacobs JJ, Galante JO: Metal ion release from titanium-

based prosthetic segmental replacements of long bones in baboons: a long term study. J Orthop Res 1994: 1: 421-430 138.

Xiaolong Z, Kyohan K, Joo LO, Yongsoo J: Surface analysis of anodic

oxide films containing phosphorus on titanium. Int J Oral Maxillofac Implants 2002: 17: 331-336

60

139.

Yaremchuk MJ, Posnick JC: Symposium: Resolving controversies

related to plate and screw fixation in the growing craniofacial skeleton. J Craniofac Surg 1995: 6: 525-530 140.

Yaremchuk MJ, Rubin JP, Posnick JC: Symposium "Implantable

Materials in Facial Aesthetic and Reconstructive Surgery: Biocompatibility and Clinical Applications". American Society of Maxillofacial Surgeons. Montreal, Quebec, October 6, 1995. J Craniofac Surg. 1996: 7: 473-484

61

Saját közlemények jegyzéke Az értekezés témájával kapcsolatos közlemények 1. Velich N, Kovács L, Németh Zs, Szabó Gy: Anódos oxidációval felületkezelt titán lemezek keresztmetszeti vizsgálata. Orv Hetil. Közlésre elfogadva 2. Suba C, Lakatos-Varsanyi M, Miko A, Kovacs L, Velich N, Kadar B, Szabo G: Anódosan és termikusan felületkezelt osteosynthesis lemezek korróziós vizsgálata. Fogorv Sz. 2005; 98: 3-8 3. Suba C, Velich N, Turi C, Szabo G: Surface analysis methods of biomaterials used in oral surgery: literature review. J Craniofac Surg. 2005; 16: 31-36 IF: 0.935 4. Suba C, Kovacs K, Kiss G, Velich N, Kovacs L, Kadar B, Szabo G: Anódos oxidációval felületkezelt titánimplantátumok és az emberi szervezet közötti kölcsönhatás vizsgálata felületanalitikai módszerekkel. Orv Hetil. 2004; 145: 2085-2091 5. Suba C, Velich N, Voros J, Turi C, Szabo G: Titán implantátumok felületének modern vizsgálati lehetőségei. (Összefoglaló referátum). Fogorv Sz. 2004; 97: 29-35 6. Suba C, Velich N, Vida G, Kovacs L, Kiss G, Szabo G: Anodikus titánoxidréteggel bevont titán implantátumok felületének vizsgálata SIMS és XPS módszerrel. Fogorv Sz. 2003; 96: 197-203*

*A Fogorvosi Szemlében 2003-ban megjelent közlemények közül a Körmöczi pályadíj második fokozatát elnyert publikáció

62

7. Velich N, Szabo G: Csontpótlás és remodelling az állcsontokon. Összefoglaló referátum. Fogorv Sz. 2003; 96: 165-169 8. Velich N, Barabas J, Szabo G: A remodellingről két eset kapcsán. Fogorv Sz. 2003; 96: 111-114* 9. Velich N, Nemeth Z, Suba C, Szabo G: Removal of titanium plates coated with anodic titanium oxide ceramic: retrospective study. J Craniofac Surg. 2002; 13: 636-640 IF: 0.623 10. Velich N, Nemeth Z, Barabas J, Szabo G: Anodikus titánoxid kerámiával bevont titán lemezek eltávolításának utóvizsgálatai. Fogorv Sz. 2002; 95: 63-66**

*A Fogorvosi Szemlében 2003-ban megjelent közlemények közül a Körmöczi pályadíj első fokozatát elnyert publikáció

**A Fogorvosi Szemlében 2002-ben megjelent közlemények közül a Körmöczi pályadíj első fokozatát elnyert publikáció

63

Egyéb közlemények 1. Velich N, Vaszilkó M, Cséplő K, Szigeti K, Németh Zs, Barabás J, Szabó Gy: Elsődlegesen intraarteriális kemoterápiával kezelt mesopharynx carcinomás betegek túlélési kilátásai. Retrospektív vizsgálat. Orv Hetil. Közlésre elfogadva 2. Timar J, Ladanyi A, Forster-Horvath C, Lukits J, Dome B, Remenar E, Godeny M, Kasler M, Bencsik B, Repassy G, Szabo G, Velich N, Suba Z, Elo J, Balatoni Z, Pocza K, Zemplen B, Chretien P, Talor E:

Neoadjuvant

immunotherapy of oral squamous cell carcinoma modulates intratumoral CD4/CD8 ratio and tumor microenvironment: a multicenter phase II clinical trial. J Clin Oncol. 2005; 23: 3421-3432 IF: 9.835 3. Nemeth Z, Velich N, Bogdan S, Ujpal M, Szabo G, Suba ZS: The prognostic role of clinical, morphological and molecular markers in oral squamous cell tumors. Neoplasma.2005; 52: 95-102 IF: 0.822 4. Nemeth Z, Szigeti K, Mathe M, Szabo G, Velich N, Suba Z: Effect of induction chemotherapy on changes of laminin and syndecan expression in oral squamous cell

carcinomas:

a

prospective,

randomized,

clinicopathologic

and

immunohistochemical study. J Craniofac Surg. 2005; 16: 205-212 IF: 0.935 5. Kovacs K, Velich N, Huszar T, Fenyves B, Suba Z, Szabo G: Histomorphometric and densitometric evaluation of the effects of platelet-rich plasma on the remodeling of beta-tricalcium phosphate in beagle dogs. J Craniofac Surg. 2005; 16: 150-154 IF: 0.935 6. Suba Z, Takacs D, Gyulai-Gaal S, Kovacs K, Velich N, Szigeti K, Szabo G: Alveolaris csontregeneráció serkentése thrombocyta-dús plasma és Cerasorb-

64

graft kombinációjával Beagle kutyákban. Szövettani és hisztomorfometriai vizsgálatok. Fogorv Sz. 2004; 97: 143-149 7. Nemeth Z, Velich N, Szabo G, Suba Z: Prognosztikai faktorok jelentősége szájüregi laphámrákok esetében. Orv Hetil. 2004; 145: 661-666 8. Velich N, Kovacs K, Huszar T, Semjen G, Reiczigel J, Szabo G, Suba Z: Platelet-rich plasma (thrombocyta koncentrátum) hatása a csontképződésre oszteokonduktív

csontpótlóval

(ß-trikalcium-foszfát)

történő

együttes

alkalmazáskor Beagle kutyákon. Fogorv Sz. 2004; 97: 23-27 9. Velich N, Nemeth Z, Toth C, Szabo G: Long-term results with different bone substitutes used for sinus floor elevation. J Craniofac Surg. 2004; 15: 38-41 IF: 0.935 10. Velich N, Nemeth Z, Hrabak K, Suba Z, Szabo G: Repair of bony defect with combination biomaterials. J Craniofac Surg. 2004; 15: 11-15 IF: 0.935 11. Kovacs K, Velich N, Huszar T, Szabo G, Semjen G, Reiczigel J, Suba Z: Comparative study of beta-tricalcium phosphate mixed with platelet-rich plasma versus beta-tricalcium phosphate, a bone substitute material in dentistry. Acta Vet Hung. 2003; 51: 475-484 IF: 0.535 12. Timar J, Forster-Horvath C, Lukits J, Dome B, Ladanyi A, Remenar E, Kasler M, Bencsik M, Repassy G, Szabo G, Velich N, Suba Z, Elo J, Balatoni Z, Bajtai A, Chretien P, Talor E: The effect of leukocyte interleukin injection (Multikine) treatment on the peritumoral and intratumoral subpopulation of mononuclear cells and on tumor epithelia: a possible new approach to augmenting sensitivity to radiation therapy and chemotherapy in oral cancer--a multicenter phase I/II clinical Trial. Laryngoscope. 2003; 113: 2206-2217 IF: 1.449

65

13. Velich N, Toth C, Szabo G: Sinus elevatiohoz használt graftanyagok klinikai összehasonlítása. Fogorv Sz. 2003; 96: 33-35 14. Velich N, Hrabak K, Nemeth Z, Barabas J, Szabo G: Maxilla atrophia korrekciója onlay plasztikával. Fogorv Sz. 2002; 95: 245-248 15. Velich N, Toth C, Szabo G: Szövődmények sinus elevatio kapcsán. Fogorv Sz. 2002; 95: 205-208 16. Velich N, Szabo G: Platelet-rich plasma alkalmazása csontfelépítésre a szájsebészetben. Elméleti háttér és gyakorlati tudnivalók. Összefoglaló referátum. Fogorv Sz. 2002; 95: 119-123 17. Velich N, Remport A, Szabo G: Szervtranszplantáción átesett betegek fogászati szűrővizsgálata. Orv Hetil. 2002; 143: 505-508 18. Gyenes V, Szabo G, Velich N: Állcsont osteomyelitis kezelése intraarteriális Dalacin C phosphattal (clindamycin). Fogorv Sz. 1998; 91: 257-260

66

Összefoglaló A csonttörések rögzítésére használt titán osteosynthesis lemezek és a szervezet között anyagtranszporttal járó nem kívánatos kölcsönhatások alakulhatnak ki. A szerző azt vizsgálta, hogy az anódos és termikus oxidációval történő felületkezelés hogyan változtatja meg a szervezet és az implantátumok kölcsönhatását. Retrospektív klinikai vizsgálattal a klinikailag észlelhető szövetkárosodás kialakulását és az implantátumok által okozott klinikai panaszokat, mikroszkópos keresztmetszeti vizsgálattal az implantátumok felületét borító réteg egyenletességét, felületanalitikai vizsgálatokkal pedig a felület szerkezetét és anyagösszetételét, valamint ezek változásait tanulmányozta. A retrospektív klinikai vizsgálat során a szerző megállapította, hogy az anódos és termikus oxidációval felületkezelt lemezek nem okoznak klinikailag észlelhető szöveti pigmentációt (metallózist) és szakirodalmi összehasonlításban kevesebb alkalommal kerül sor eltávolításukra, mint más titán osteosynthesis lemezek esetén. Mikroszkópos vizsgálattal a szerző igazolta, hogy az anódos termikus oxidációval kialakított felület az implantátumot folytonos rétegként veszi körül. Felületanalitikai vizsgálatokkal a szerző megállapította, hogy az anódos és termikus oxidációval kialakított felületi oxidréteg TiO2 kötésállapotú és ez a szervezettel való kölcsönhatás során sem változik. Meghatározta továbbá a felületi oxidrétegben található szennyező anyagok arányát és ezek változását a szervezettel való kölcsönhatás során. Az allergénként ismert szennyezők arányát az oxidrétegben szignifikánsan kisebbnek találta, mint az alapfém felületén. Megállapította, hogy az eredeti oxidréteg vastagsága 120-150 nm, ennek változását azonban a rendkívül érzékeny felületanalitikai vizsgálatokkal nem sikerült mérhetővé tenni. Összességében a szerző megállapította, hogy az anódos és termikus oxidációval történő

felületkezelés

az

implantátum

kölcsönhatásokat jelentősen csökkenti.

67

és

a

szervezet

közötti

nem

kívánt

Abstract

Surface Modification of Titanium Osteosynthesis Plates by Anodic and Thermal Oxidation and Its Significance in Implant-Organism Interaction Undesirable interactions with material transport may occur between the organism and the titanium osteosynthesis plates used for the fixation of bone fractures. The author studied the changes in this interaction between the body and implants caused by the surface modification of the plates by anodic oxidation. Clinically detectable tissue damage and clinical signs caused by the implants were investigated by a retrospective clinical study, the roughness of the surface layer of implants was studied with cross-sectional microscopy and the surface structure and material composition and the changes thereof were studied with methods of surface analysis. On the basis of the retrospective clinical study it was concluded that plates with a surface treated by anodic and thermal oxidation did not cause clinically detectable tissue damage (metallosis) and these plates were less frequently removed than other osteosynthesis plates as compared to international literary data. The microscopic investigation proved that the surface provided by anodic and thermal oxidation covers the implant as a continuous layer. Based on studies using methods of surface analysis it was concluded that the oxide layer produced by anodic oxidation is in the form of TiO2 and it does not change during interaction with the organism. The ratios of pollutants in the superficial oxide layer were determined and the changes of the same during interaction with the organism. The amount of possible allergens in the superficial oxide layer was found to be significantly less than on the surface of the basic metal. It was established that the original oxide layer is 120-150 nm thick, but the changes in the thickness could not be measured with the extremely sensitive methods of surface analysis. Finally it was concluded that surface modification by anodic and thermal oxidation significantly reduces the undesirable interactions between implant and the human organism.

68

Függelék

1. Függelék Az osteosynthesis lemezek alapanyagául szolgáló titán eredeti összetétele, a szállító cég által kiállított igazolás alapján.

69