Luận án Tiến sĩ Khoa học vật liệu: Nghiên cứu chế tạo các lớp phủ hydroxyapatit có khả năng tương thích sinh học trên nền vật liệu titan bằng phương pháp solgel

BỘ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO VIỆN HÀN LÂM KHOA HỌC

VÀ CÔNG NGHỆ VIỆT NAM

HỌC VIỆN KHOA HỌC VÀ CÔNG NGHỆ -----------------------------

NGÔ THỊ ÁNH TUYẾT

NGHIÊN CỨU CHẾ TẠO CÁC LỚP PHỦ HYDROXYAPATIT CÓ

KHẢ NĂNG TƯƠNG THÍCH SINH HỌC TRÊN NỀN VẬT LIỆU TITAN

BẰNG PHƯƠNG PHÁP SOL-GEL

LUẬN ÁN TIẾN SĨ KHOA HỌC VẬT LIỆU

Hà Nội – 2019

BỘ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO VIỆN HÀN LÂM KHOA HỌC

VÀ CÔNG NGHỆ VIỆT NAM

HỌC VIỆN KHOA HỌC VÀ CÔNG NGHỆ -----------------------------

Ngô Thị Ánh Tuyết

NGHIÊN CỨU CHẾ TẠO CÁC LỚP PHỦ HYDROXYAPATIT CÓ

KHẢ NĂNG TƯƠNG THÍCH SINH HỌC TRÊN NỀN VẬT LIỆU TITAN

BẰNG PHƯƠNG PHÁP SOL-GEL

Chuyên ngành: Kim loại học

Mã số: 9.44.01.29

LUẬN ÁN TIẾN SĨ KHOA HỌC VẬT LIỆU

NGƯỜI HƯỚNG DẪN KHOA HỌC:

1. TS. Nguyễn Ngọc Phong

2. TS. Phạm Thi San

Hà Nội - 2019

LỜI CAM ĐOAN

Tôi xin cam đoan đây là công trình nghiên cứu của riêng tôi và không trùng

lặp với bất kỳ công trình khoa học nào khác. Các số liệu, kết quả trong luận án là

trung thực, chưa từng được công bố trên bất kỳ tạp chí nào đến thời điểm này ngoài

những công trình của tác giả.

Hà Nội, ngày tháng năm 2019

Tác giả luận án

Ngô Thị Ánh Tuyết

i

LỜI CẢM ƠN!

Lời đầu tiên với lòng biết ơn sâu sắc tôi xin gửi lời cảm ơn tới các thầy hướng

dẫn là TS. Nguyễn Ngọc Phong và TS. Phạm Thi San bởi những chỉ dẫn quý báu về

định hướng nghiên cứu cũng như phương pháp luận và tạo mọi điều kiện tốt nhất để

tôi hoàn thành bản luận án này!

Tôi cũng bày tỏ lời cảm ơn đối với Viện Khoa học Vật liệu, cũng như Học viện

Khoa học và Công nghệ - Viện Hàn lâm Khoa học và Công nghệ Việt Nam đã tạo

điều kiện thuận lợi về cơ sở vật chất và thời gian để tôi hoàn thành luận án.

Tôi đồng thời gửi lời cảm ơn chân thành đến các đồng nghiệp trong Phòng ăn

mòn và bảo vệ vật liệu, Trung tâm đánh giá hư hỏng vật liệu Comfa, Viện khoa học

vật liệu, Viện Hàn lâm Khoa học và Công nghệ Việt Nam đã chia sẻ, đóng góp những

kinh nghiệm quý báu và trợ giúp các trang thiết bị để tôi thực hiện các nghiên cứu.

Và tôi xin gửi lời cảm ơn chân thành tới TS.Hiromoto viện Khoa học vật liệu

quốc gia Nhật Bản (NIMS) đã hỗ trợ giúp đỡ tôi rất nhiều trong quá trình thực hiện

luận án.

Tôi cám ơn các đồng nghiệp, bạn bè – những người đã luôn quan tâm, động

viên tôi trong suốt thời gian qua!

Cuối cùng, tôi xin dành tình cảm đặc biệt đến gia đình, người thân của tôi -

những người đã luôn động viên và tiếp sức cho tôi thêm nghị lực để tôi vững tâm

hoàn thành luận án.

Tác giả luận án

Ngô Thị Ánh Tuyêt

ii

MỤC LỤC

DANH MỤC HÌNH VẼ .......................................................................................... viii

MỞ ĐẦU ..................................................................................................................... 1

CHƯƠNG I. TỔNG QUAN ....................................................................................... 5

1.1. Giới thiệu về vật liệu cấy ghép kim loại ........................................................... 5

1.1.1. Vật liệu kim loại phân hủy sinh học ......................................................... 10

1.1.2.Vật liệu kim loại vĩnh cửu sinh học .......................................................... 12

1.1.2.1. Thép không gỉ .................................................................................... 13

1.1.2.2. Hợp kim Coban .................................................................................. 14

1.1.2.3.Vật liệu titan ........................................................................................ 15

1.2. Các lớp phủ tương thích sinh học ................................................................... 22

1.2.1. Các loại hợp chất tương thích sinh học canxi photphat (Ca-P) ................ 22

1.2.2. Các lớp phủ tương thích sinh học trên cơ sở HA ..................................... 24

1.2.2.1. Lớp phủ HA ....................................................................................... 24

1.1.2.2. Lớp phủ dẫn xuất của HA .................................................................. 26

1.2.3. Một số phương pháp chế tạo lớp phủ tương thích sinh học trên cơ sở HA

............................................................................................................................ 27

1.2.3.1. Phương pháp plasma .......................................................................... 27

1.2.3.2. Phương pháp phún xạ magnetron ...................................................... 28

1.2.3.3. Phương pháp điện hóa ........................................................................ 29

1.2.3.4. Phương pháp điện di .......................................................................... 31

1.2.3.5. Phương pháp ngâm y sinh .................................................................. 32

1.2.3.6. Phương pháp Sol-Gel ......................................................................... 33

CHƯƠNG II. THỰC NGHIỆM VÀ PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU .................. 38

2.1. Thiết bị và dụng cụ ......................................................................................... 38

2.2. Hóa chất và vật liệu ........................................................................................ 38

2.3. Chế tạo lớp phủ HA bằng phương pháp sol-gel ............................................. 39

2.3.1. Chuẩn bị nền titan..................................................................................... 39

2.3.2. Quy trình chế tạo sol HA và FHA ............................................................ 40

2.3.2.1. Quy trình chế tạo sol HA ................................................................... 40

2.3.2.2. Quy trình chế tạo sol FHA ................................................................. 41

iii

2.3.3. Chế tạo lớp phủ HAvà FHA lên nền vật liệu titan ................................... 42

2.4. Phương pháp nghiên cứu đánh giá tính chất của lớp phủ ............................... 42

2.4.1. Phương pháp đánh giá các tính chất vật lý và cơ học .............................. 43

2.4.1.1. Phương pháp phân tích nhiệt vi sai và nhiệt trọng lượng .................. 43

2.4.1.2. Phương pháp nhiễu xạ tia X ............................................................... 43

2.4.1.3. Phương pháp đo độ nhám bề mặt (Kính hiển vi 3D) ......................... 44

2.4.1.4. Phương pháp hiển vi điện tử quét và phổ tán sắc năng lượng tia X .. 44

2.4.1.5. Phương pháp đo độ bền bám dính ..................................................... 45

2.4.2. Phương pháp điện hóa trong đánh giá tính chất ăn mòn .......................... 46

2.4.2.1.Hệ đo điện hóa ba điện cực và cách chuẩn bị mẫu đo ........................ 46

2.4.2.2. Phương pháp đo tổng trở .................................................................... 47

2.4.2.3. Phương pháp đo đường cong phân cực anốt (Potentiodynamic) ....... 48

2.4.3. Các phương pháp đánh giá khả năng tương thích sinh học ..................... 49

2.4.3.1. Đánh giá thử nghiệm in-vitro ............................................................. 49

2.4.3.2. Đánh giá thử nghiệm in- vivo trên động vật ...................................... 50

CHƯƠNG III. KẾT QUẢ VÀ THẢO LUẬN .......................................................... 53

3.1. Nghiên cứu chế tạo lớp phủ HA bằng phương pháp Sol-Gel ......................... 53

3.1.1. Nghiên cứu đặc tính của sol ..................................................................... 53

3.1.1.1. Nghiên cứu ảnh hưởng giá trị pH của sol đến sự hình thành pha ...... 53

3.1.1.2. Nghiên cứu ảnh hưởng của pH đến độ nhớt của sol .......................... 55

3.1.1.3. Nghiên cứu ảnh hưởng của pH đến cấu trúc bề mặt của lớp phủ ...... 57

3.1.1.4. Ảnh hưởng của nhiệt độ nung đến sự phân hủy của sol HA ............. 58

3.1.2. Nghiên cứu ảnh hưởng của các thông số công nghệ chế tạo đến tính chất

của lớp phủ HA trên nền vật liệu titan ............................................................... 59

3.1.2.1. Xác định chiều dày của lớp phủ HA .................................................. 59

3.1.2.2. Nghiên cứu ảnh hưởng của chế độ nung đến tính chất của lớp phủ

HA ................................................................................................................... 61

a. Ảnh hưởng của chế độ nung đến cấu trúc của lớp phủ ............................... 62

b. Ảnh hưởng của chế độ nung đến thành phần pha của lớp phủ ................... 67

c. Ảnh hưởng của chế độ nung đến độ bền bám dính của lớp phủ ................. 69

d. Ảnh hưởng của chế độ nung đến khả năng chống ăn mòn ......................... 71

3.1.3. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính của lớp phủ HA ......................... 75

iv

3.1.3.1. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính của lớp phủ HA bằng cách tạo

lớp TiO2 trung gian .......................................................................................... 75

3.1.3.2. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính bằng nền titan xốp ............... 86

3.1.3.3. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính bằng lớp FHA ...................... 87

3.2. Đánh giá khả năng tương thích sinh học của vật liệu ..................................... 92

3.2.1. Nghiên cứu in-vitro .................................................................................. 92

3.2.1.1. Nghiên cứu sự hình thành màng apatit trong thử nghiệm in-vitro .... 92

3.2.1.2. Sự thay đổi thành phần dung dịch SBF sau thử nghiệm in-vitro ..... 101

3.2.1.3.Sự hao hụt khối lượng sau khi thử nghiệm in-vitro .......................... 102

3.2.2. Nghiên cứu in vivo ................................................................................. 103

3.2.2.1. Đánh giá tình trạng tại chỗ vết mổ ................................................... 103

3.2.2.2. Các chỉ số huyết học trước và sau phẫu thuật .................................. 104

3.2.2.3. Đánh giá hình ảnh đại thể vị trí ghép trên thỏ sau cấy ghép vật liệu kết

xương ............................................................................................................. 105

ĐỀ XUẤT VÀ KIẾN NGHỊ ................................................................................... 109

NHỮNG ĐÓNG GÓP MỚI CỦA LUẬN ÁN ....................................................... 110

TÀI LIỆU THAM KHẢO ....................................................................................... 112

v

DANH MỤC CÁC KÝ HIỆU VÀ CHỮ VIẾT TẮT

Ý nghĩa

Viết tắt và ký hiệu Tiếng Anh Tiếng Việt

Diffraction angle Góc nhiễu xạ 2

Anode taffel slope Độ dốc tafel nhánh anôt ba

Cathode taffel slope Độ dốc tafel nhánh catôt bc

biodegradable metal Kim loại phân hủy sinh học BM

Calcium phosphate Canxi phốt phát Ca P

Counter electrode Điện cực đối CE

DCPA Mono calcium phosphate mono hydrat mono canxi phot phat mono hydrat

Differential thermal analysis Phân tích nhiệt vi sai DTA

Potential Điện thế điện cực E

Fluor-hydroxyapatite Florua apatit FHA

Hydroxyapatite Hydroxyapaptit HA

Energy dispersive X-ray Phổ tán xạ năng lượng tia X EDS

Current density Mật độ dòng điện i

Exchange current density Mật độ dòng điện trao đổi io

n Number of electrons transferred in the reaction Số điện tử tham gia phản ứng

Permanent Metallic Kim loại vĩnh cửu PM

Reference electrode Điện cực so sánh RE

Simulated body fluid Mô phỏng dịch giả cơ thể SBF

Saturated calomel electrode Điện cực calomel bão hòa SCE

Standard hydrogen electrode Điện cực chuẩn hydro SHE

Tricalcium phosphate Tri canxi phốt phát TCP

vi

TGA Thermo-gravimetric analysis Phân tích nhiệt trọng lượng

Scan rate Tốc độ quét v

Working electrode Điện cực làm việc WE

XRD X-ray Diffraction Nhiễu xạ tia X

Resistivity Điện trở suất ρ

Anodic over potential Quá thế anôt ηa

Cathodic over potential Quá thế catôt ηc

vii

DANH MỤC HÌNH VẼ

Hình 1.1. Vật liệu implant sử dụng trong cơ thể người .............................................. 7 Hình 1.2. Hình ảnh vật liệu implant sau khi cấy ghép .............................................. 10

Hình 1.3. Một số cấu trúc xốp điển hình của hợp kim Mg ....................................... 12

Hình 1.4. Hình ảnh Stent chèn vào động mạch ......................................................... 13

Hình 1.5. Một số hình ảnh về ứng dụng của Ti trong nha khoa ……………..……16 Hình 1.6. Hình ảnh minh họa quá trình cấy ghép hợp kim titan . ............................. 17

Hình 1.7. Ảnh SEM của một số cấu trúc titan xốp: a-cấu trúc xốp mở ( cấu trúc tổ

ong 2 chiều); b-cấu trúc lỗ xốp đóng; c-cấu trúc kim cương.. .................................. 20

Hình 1.8. Hình ảnh xương ăn sâu vào lỗ xốp sau khi cấy ghép . .............................. 21 Hình 1.9. Ảnh SEM mặt cắt ngang của mẫu titan xốp sau khi cấy ghép . ................ 21

Hình 1.10. Sơ đồ cấu trúc tinh thể của HA. .............................................................. 25

Hình 1.11. Sơ đồ quá trình phủ plasma . ................................................................... 28

Hình 1.12. Sơ đồ minh họa hệ thống phún xạ magnetron ........................................ 29

Hình 1.13. Sơ đồ phương pháp anốt hóa plasma ...................................................... 31

Hình 1.14. Sơ đồ mô tả quá trình kết tủa bằng phương pháp điện di ....................... 32

Hình 1.15. Sơ đồ của phương pháp ngâm y sinh . .................................................... 32

Hình 1.16. Sơ đồ tổng hợp hydroxyapatite (HA) bằng phương pháp sol-gel . ......... 34

Hình 2.1. Sơ đồ quy trình chế tạo sol HA ................................................................. 40 Hình 2.2. Sơ đồ quy trình chế tạo sol FHA ............................................................... 41

Hình 2.3. Sơ đồ chế tạo lớp phủ HA và FHA trên nền titan ..................................... 42

Hình 2.4. Giản đồ nhiễu xạ tia X của hydroxyapatite . ............................................. 44

Hình 2.5. Sơ đồ hệ thống đo điện hóa ....................................................................... 47

Hình 2.6. Đường cong phân cực anốt: a-đường cong phân cực anốt có thụ động và b-

đường cong tafel ........................................................................................................ 49

Hình 2.7. Thử nghiệm cấy ghép trên xương đùi thỏ ................................................. 51

Hình 3.1. Giản đồ nhiễu xạ tia X với sự thay đổi pH của dung dịch ........................ 54 Hình 3.2. Ảnh hưởng của pH đến sự hình thành HA. ............................................... 55 Hình 3.3. Hình thái bề mặt của các lớp phủ HA với pH của Sol thay đổi. ............... 58 Hình 3.4. Giản đồ DTA và TGA của dung dịch sol HA ........................................... 59

Hình 3.5. Chiều dày của các lớp phủ HA ................................................................. 61 Hình 3.6. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti theo nhiệt độ nung. .................. 62 Hình 3.7. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti với nhiệt độ nung 500 0C ........ 63 Hình 3.8. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti với nhiệt độ nung 800 0C ........ 63 Hình 3.9. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti với nhiệt độ nung 900 0C ........ 64 Hình 3.10. Ảnh SEM trên mặt cắt ngang của mẫu được nung ở 900 0C .................. 65

viii

Hình 3.11. Ảnh SEM bề mặt của các lớp phủ HA theo thời gian nung .................... 66 Hình 3.12. Ảnh vi nứt trên bề mặt của các lớp phủ HA theo thời gian nung ........... 67

Hình 3.13. Giản đồ nhiễu xạ tia X của mẫu HA theo nhiệt độ nung thay đổi và thời

gian nung 4 giờ .......................................................................................................... 68

Hình 3.14. Giản đồ nhiễu xạ tia X của lớp HA với sự thay đổi thời gian nung ....... 69 tại nhiệt độ 900 0C ..................................................................................................... 69 Hình 3.15. Độ bền bám dính của các lớp HA với nhiệt độ nung thay đổi ................ 70

Hình 3.16. Độ bền bám dính của các lớp HA với thời gian nung thay đổi ............... 71

Hình 3.17. Đường cong phân cực anốt của HA/Ti trong dung dịch Ringer ............. 72

Hình 3.18. Đường cong phân cực anốt của HA/Ti trong dung dịch Ringer ............. 74 Hình 3.19. Hình thái học bề mặt của các mẫu titan anốt hóa với điện thế thay đổi. 76

Hình 3.20. Sự hình thành lỗ xốp trên bề mặt nền Ti bằng phương pháp anốt hóa (Shi,

2017).......................................................................................................................... 77

Hình 3.21. Chiều dày của lớp anốt hóa với điện thế 40 V trong 2 giờ. .................... 78

Hình 3.22. Ảnh mẫu titan anốt hóa sau khi đo độ bám dính ..................................... 78

Hình 3.23. SEM bề mặt: a-Ti tan nền, b-Ti sau khi anốt hóa, c- lớp phủ HA trên nền

titan đã anốt hóa. ....................................................................................................... 79 Hình 3.24. Giản đồ nhiễu xạ tia X của các mẫu: 1-Ti; 2-Ti/TiO2; 3-Ti/TiO2/HA .... 80 Hình 3.25. Giản đồ phân tích EDS tại mặt cắt ngang của lớp phủ HA/TiO2/Ti ....... 81 Hình 3.26. Độ bền bám dính của lớp phủ HA trên nền titan sau khi đã anốt hóa .... 82

Hình 3.27. Ảnh 3D Macroscope (Keyence VR-3000) trên bề mặt mẫu sau khi đo lực

bám dính. ................................................................................................................... 83

Hình 3.28. Ảnh SEM của mẫu HA/Ti: a,b- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu trước

khi đo độ bám dính; c,d- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu sau khi đo độ bền bám

dính ............................................................................................................................ 84 Hình 3.29. Ảnh SEM của mẫu HA/TiO2/Ti: a,b- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu trước khi đo độ bám dính; c,d- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu sau khi đo độ bám

dính ............................................................................................................................ 85 Hình 3.30. Mô phỏng sự phá hủy của lớp phủ sau khi đo lực bám dính. ................. 85 Hình 3.31. Ảnh hiển vi quang học trên mặt cắt ngang của lớp phủ trên nền titan xốp: a,b tương ứng với độ phóng đại 25 lần; c- với độ phóng đại 100 lần. ..................... 87 Hình 3.32. Giản đồ nhiễu xạ tia X của các mẫu FHA có hàm lượng F- thay đổi khác nhau: 1- FHA0.5; 2-FHA1; 3- FHA1.5; 4- FHA2. ................................................... 88

Hình 3.33. Ảnh SEM bề mặt của các lớp phủ FHA .................................................. 89 Hình 3.34. Độ bền bám dính của lớp phủ FHA ........................................................ 90 Hình 3.35. Ảnh 3D Macroscope trên bề mặt mẫu sau khi đo lực bám dính ............. 90

Hình 3.36. So sánh độ bền bám dính của các lớp phủ .............................................. 91

ix

Hình 3.37. Sự biến đổi pH của dung dịch SBF theo thời gian ngâm mẫu ................ 93 Hình 3.38. Phổ tổng trở Nyquits của vật liệu phủ HA trong dung dịch SBF theo thời

gian. ........................................................................................................................... 94

Hình 3.39. Phổ tổng trở Nyquits vật liệu phủ FHA trong dung dịch SBF theo thời

gian ............................................................................................................................ 95

Hình 3.40. Phổ tổng trở của mẫu sau 1 ngày ngâm trong dung dịch SBF ................ 96 Hình 3.41. Phổ tổng trở của mẫu sau 21 ngày ngâm trong dung dịch SBF .............. 96

Hình 3.42. Sơ đồ mạch tương đương ........................................................................ 97

Hình 3.43. Ảnh SEM các của các HA mẫu trước và sau khi thử nghiệm in-vitro.... 98

Hình 3.44. Ảnh SEM các của các mẫu sau khi thử nghiệm in-vitro 21 ngày. .......... 98 Hình 3.45. Sơ đồ các quá trình phản ứng trong thử nghiệm vitro ............................ 99

Hình 3.46. Phân tích EDS tại điểm trên bề mặt mẫu sau thử nghiệm..................... 100

Hình 3.47. Phân tích EDS tại vùng trên bề mặt mẫu sau thử nghiệm..................... 100

Hình 3.48. Hình ảnh phẫu thuật cấy ghép nẹp vít lên đùi thỏ ................................. 103

Hình 3.49. Hình ảnh xương đùi và vật liệu titan xốp khi cắt rời sau phẫu thuật 3 tháng

................................................................................................................................. 105

Hình 3.50. Ảnh hiển vi quang học qua mặt cắt ngang của các mẫu nẹp vít sau 3 tháng

thử nghiệm vivo ...................................................................................................... 106

Hình 3.51. Hình ảnh đại thể của mẫu sau cấy ghép. ............................................... 106

x

DANH MỤC CÁC BẢNG BIỂU

Bảng 1.1. So sánh đặc tính giữa vật liệu kim loại vĩnh cửu và kim loại phân hủy sinh

học ............................................................................................................................... 8

Bảng 1.2. Một số loại hợp kim Ti ứng dụng làm vật liệu cấy ghép ……………….15

Bảng 1.3. Các phương pháp xử lí bề mặt nền Ti ứng dụng y sinh............................ 18

Bảng 1.4. Các hợp chất Ca-P phổ biến ..................................................................... 22

Bảng 1.5. Thành phần hóa học của một số bộ phận trên cơ thể người ..................... 24

Bảng 2.1. Hóa chất và vật liệu .................................................................................. 38

Bảng 2.2. Thành phần hóa học của kim loại nền titan .............................................. 39

Bảng 2.3. Thành phần dung dịch SBF ...................................................................... 50

Bảng 3.1. Độ nhớt của dung dịch sol theo pH .......................................................... 56

Bảng 3.2. Chiều dày trung bình của lớp phủ HA theo số lớp phủ sol HA khác nhau

................................................................................................................................... 60

Bảng 3.3. Thành phần hóa học của lớp phủ .............................................................. 65

Bảng 3.4. Thông số điện hóa của các mẫu với nhiệt độ nung thay đổi .................... 72

Bảng 3.5. Thông số điện hóa của các mẫu với thời gian nung thay đổi ................... 74

Bảng 3.6. Thành phần hóa học của lớp phủ .............................................................. 81

Bảng 3.7. So sánh một số kết quả đo độ bền bám dính của lớp phủ HA và FHA. ... 91

Bảng 3.8. Thành phần hóa học tại một điểm kết tinh sau thử nghiệm vitro ........... 100

Bảng 3.9. Thành phần hóa học tại vùng hạt kết tinh của mẫu sau thử nghiệm vitro

................................................................................................................................. 100

Bảng 3.10. Sự thay đổi thành phần dung dịch SBF trước và sau thử nghiệm in-vitro

sau 21 ngày ngâm mẫu ............................................................................................ 101

Bảng 3.11. Sự hao hụt khối lượng sau khi thử nghiệm in-vitro .............................. 102

Bảng 3.12. Thành phần các tế bào máu trung bình trước và sau phẫu thuật .......... 104

xi

MỞ ĐẦU

Hiện nay, vật liệu kim loại tương thích sinh học sử dụng trong ngành phẫu

thuật chỉnh hình đang là một nhu cầu bức thiết và được nhiều nước trên thế giới quan

tâm nghiên cứu. Sự già hóa của dân số ở các nước phát triển và mong muốn cho người

bệnh có thể duy trì hoạt động và chất lượng cuộc sống cao, đồng thời những tiến bộ

trong tổng hợp vật liệu, trình độ phẫu thuật đã cho phép vật liệu cấy ghép sinh học

(implant) được ứng dụng theo nhiều phương thức khác nhau. Do đó, nhu cầu về các

implant hiệu suất cao nhằm giải quyết những vấn đề về tim mạch, chấn thương, chỉnh

hình, cột sống và nha khoa đã tăng lên đáng kể. Trong năm 2012, trên toàn thế giới,

thị trường vật liệu cấy ghép sinh học đạt khoảng 94,1 tỷ USD và đến năm 2017 là

khoảng 134,3 tỷ USD [1]. Vì vậy, các nhà khoa học đang tập trung đầu tư nghiên cứu

nhằm tạo ra các loại vật liệu y sinh mới có tính năng tốt để phục vụ cho nhu cầu xã

hội. Các implant sử dụng trong kỹ thuật chỉnh hình thường được chế tạo bằng vật liệu

kim loại do có độ cứng và độ bền cơ học cao hơn so với vật liệu hữu cơ hay vật liệu

composit và được chia thành 2 loại là: kim loại vĩnh cửu (hợp kim của titan, thép

không gỉ, hợp kim crom-coban…) và kim loại phân hủy sinh học (kim loại trên cơ sở

hợp kim của Mg). Các implant sử dụng trong khớp gối, khớp cổ tay, xương

đùi…thường được làm bằng các vật liệu kim loại vĩnh cửu. Trong khi đó, vật liệu có

khả năng phân hủy sinh học thường được sử dụng cho các implant tạm thời và các

phụ kiện sử dụng trong một khoảng thời gian nhất định [2].

Trong số những vật liệu implant thì titan là kim loại có nhiều ưu điểm nhất vì

không chỉ có khả năng chống ăn mòn, mài mòn và tính chất cơ học tốt, mà mô đun

đàn hồi và tỷ trọng của nó còn gần giống với xương người. Do đó, gần đây titan và

hợp kim titan trở thành vật liệu kim loại y sinh hấp dẫn nhất cho các ứng dụng chỉnh

hình và nha khoa [3-5]. Tuy nhiên, vật liệu này lại thiếu khả năng liên kết hóa học

với xương có nghĩa là thiếu hoạt tính sinh học [6, 7]. Để phát huy tính chất ưu việt

của Ti và hợp kim Ti cũng như khắc phục những nhược điểm của nó nhằm mở rộng

khả năng ứng dụng trong y sinh, các nhà khoa học đã nghiên cứu phủ các lớp có khả

năng tương thích sinh học lên titan và hợp kim của chúng. Trong các loại lớp phủ

này, vật liệu hydroxyapatite (HA) có công thức là Ca10(PO4)6(OH)2 và dẫn xuất của

HA là fluorua-hydroxyapatite FHA có công thức Ca10(PO4)6(OH)2-xFx trong đó 0≤ x

≤ 2 được tập trung nghiên cứu do chúng cung cấp các điều kiện cần thiết cho việc đẩy

mạnh liên kết với các mô cơ thể và ngăn chặn việc giải phóng của các ion kim loại từ

hợp kim gây kích ứng tại vùng cấy ghép [8, 9]. Vật liệu hydroxyapatite có thành phần

hóa học tương tự như thành phần của khoáng xương và có khả năng kích thích sự

phát triển của các tế bào và mô xương, hỗ trợ sự mọc xương [10-12]. Sự kết hợp giữa

khả năng tương thích sinh học tốt của lớp phủ HA và tính chất cơ học tuyệt vời của

vật liệu titan tạo ra các sản phẩm implant đáp ứng yêu cầu y tế khắt khe trong ứng

dụng chỉnh hình, nha khoa. Ở nước ta, việc nghiên cứu sử dụng vật liệu HA cho mục

đích y sinh cũng đang được các nhà khoa học quan tâm. Năm 2003, Viện Công nghệ

xạ hiếm đã triển khai đề tài chế thử gốm xốp HA theo công nghệ của Italia và đã thử

nghiệm thành công trên động vật. Trường Đại học Bách khoa Hà Nội đã có nghiên

cứu và công bố kết quả sơ bộ về phương pháp tổng hợp HA dạng bột và màng. Năm

2005, Viện Hóa học đã thực hiện một số đề tài nghiên cứu tổng hợp HA dạng bột và

dạng gốm xốp. Năm 2013, tại Viện Kỹ thuật nhiệt đới cũng nghiên cứu lớp phủ HA

bằng phương pháp điện hóa trên nền thép không gỉ[13]. Viện nghiên cứu Thành Tây

cũng đang tiến hành nghiên cứu vật liệu y sinh ứng dụng trong công nghệ chấn thương

chỉnh hình và chế tạo xương nhân tạo. Tuy nhiên, các nghiên vẫn chưa đáp ứng được

nhu cầu thực tế. Mỗi năm, nước ta phải nhập ngoại hàng trăm ngàn chi tiết cấy ghép

các loại như: nẹp xương, nẹp hàm, răng giả, khớp giả, đinh vít, van tim, stent thông

mạch máu, thậm chí làm vỏ não với giá thành rất cao và không chủ động được.

Trước tình hình đó, chúng tôi đã lựa chọn đề tài nghiên cứu của luận án:

“Nghiên cứu chế tạo các lớp phủ hydroxyapatit có khả năng tương thích sinh học

trên nền vật liệu titan bằng phương pháp sol-gel”.

Mục tiêu của luận án:

Chế tạo các lớp phủ trên cơ sở HA lên nền vật liệu titan bằng phương pháp

Sol-Gel có khả tương thích sinh học cao.

Đề tài luận án được thực hiện nhằm mục đích tìm ra điều kiện công nghệ thích

hợp như pH của dung dịch, nhiệt độ nung, thời gian nung, các biện pháp xử lí bề mặt

nền kim loại titan để chế tạo các lớp phủ hydroxyapatit (HA và FHA) trên nền titan

bằng phương pháp sol-gel có khả năng ứng dụng y sinh.

Ý nghĩa khoa học và thực tiễn:

Ý nghĩa khoa học

Mối quan hệ của các thông số công nghệ và tính năng của vật liệu đã được

nghiên cứu tỉ mỉ, làm sáng tỏ các kết quả nghiên cứu. Từ đó đưa ra quy trình chế tạo

lớp phủ HA có khả năng tương thích sinh học cao trên nền vật liệu titan bằng phương

pháp sol-gel.

Ý nghĩa thực tiễn

- Bước đầu xây dựng kiến thức và nguồn lực cho sự phát triển của vật liệu cấy

ghép y sinh.

- Đã tìm được điều kiện phù hợp để chế tạo lớp phủ HA trên nền vật liệu titan

ứng dụng cấy ghép thành công trên cơ thể động vật (thỏ).

Nội dung nghiên cứu:

- Khảo sát các yếu tố ảnh hưởng đến quá trình tổng hợp lớp phủ HA bằng phương

pháp sol-gel như: pH, nhiệt độ nung, thời gian nung.

- Nghiên cứu đặc trưng tính chất của lớp phủ HA: Hình thái bề mặt, cấu trúc,

thành phần, chiều dày, độ bám dính.

- Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính của lớp phủ HA bằng cách chế tạo lớp

phủ TiO2 trung gian trước khi phủ lớp HA; phủ HA lên nền titan xốp, hoặc thay thế

nhóm OH- bằng F- để tạo ra lớp FHA.

- Thử nghiệm in-vitro vật liệu titan phủ các lớp HA và FHA trong môi trường

dịch giả cơ thể người SBF.

- Nghiên cứu thử nghiệm in-vivo nẹp vít titan xốp có và không có lớp phủ HA

trên cơ thể thỏ.

Đối tượng và phương pháp nghiên cứu:

Đối tượng nghiên cứu:

Vật liệu cấy ghép y sinh nền titan phủ HA, FHA bằng phương pháp sol-gel

được tạo bởi các tiền chất ban đầu Ca(NO3)2.4H2O, H3PO4, NH4F.

Phương pháp nghiên cứu:

Các lớp phủ HA và FHA được chế tạo bằng phương pháp sol-gel. Khoảng

nhiệt độ nung HA, sự chuyển pha và hình thành hợp chất mới được phân tích bằng

phương pháp phân tích nhiệt vi sai (DTA) và nhiệt trọng lượng (TGA). Cấu trúc và

hình thái học được đánh giá bằng các phương pháp như: hiển vi điện tử quét (SEM),

nhiễu xạ tia X. Khả năng chống ăn mòn của vật liệu phủ HA, FHA được đánh giá

thông qua phương pháp đo đường cong phân cực anốt và phổ tổng trở Nyquist. Độ

bền bám dính của lớp phủ được đo bằng phương pháp kéo đứt và phương pháp rạch.

Khả năng tương thích sinh học của vật liệu được đánh giá bằng các phương pháp nghiên

cứu in-vitro và in -vivo.

Cấu trúc của luận án

Phần mở đầu giới thiệu lý do chọn đề tài, mục đích, đối tượng, phương pháp, ý nghĩa

khoa học và thực tiễn của luận án.

Chương I. Tổng quan trình bày một số vấn đề chính:

- Giới thiệu về vật liệu cấy ghép kim loại bao gồm vật liệu kim loại vĩnh cửu và vật

liệu kim loại phân hủy sinh học.

- Các phương pháp xử lí bề mặt tiên tiến áp dụng cho vật liệu kim loại sinh học.

- Giới thiệu về các lớp phủ tương thích sinh học

- Giới thiệu về các lớp phủ trên cơ sở Hydroxyapatit (HA).

- Các phương pháp chế tạo HA hiện nay.

- Cơ sở lựa chọn phương pháp sol-gel để chế tạo lớp phủ HA.

Chương 2 trình bày các vấn đề :

1. Thiết bị, dụng cụ và hóa chất sử dụng trong quá trình nghiên cứu.

2. Nội dung thực nghiệm và phương pháp nghiên cứu.

Chương 3 trình bày các kết quả nghiên cứu và thảo luận

Phần kết luận trình bày các kết quả chính của luận án.

Các kết quả chủ yếu của luận án đã được công bố ở 05 bài báo trong đó có 03

bài bài trên tạp chí khoa học trong nước và 02 bài trên Hội nghị khoa học.

CHƯƠNG I. TỔNG QUAN

1.1. Giới thiệu về vật liệu cấy ghép kim loại

Hiện nay, với sự phát triển mạnh mẽ trong các lĩnh vực như công nghệ sinh

học, vật liệu sinh học, kỹ thuật mô, tế bào và sinh học phân tử, khoa học polymer, và

các lĩnh vực liên quan đã mang đến rất nhiều tiến bộ về y dược đặc biệt là trong các

lĩnh vực cấy ghép, chỉnh hình [9, 14]. Vấn đề viêm, thoái hóa xương và khớp đã ảnh

hưởng đến hàng triệu người trên toàn thế giới [9, 15, 16]. Trong thực tế, ở các nước

đang phát triển, vấn đề về xương khớp chiếm gần một nửa số các bệnh mãn tính đối

với người trên 50 tuổi. Bên cạnh đó, nhiều trường hợp gãy xương, đau lưng, loãng

xương, chứng vẹo cột sống, ung thư xương và các vấn đề về cơ xương khác cần phải

được giải quyết bằng cách sử dụng các thiết bị cố định, tạm thời hoặc bằng các bộ

phận phân hủy sinh học. Theo một số thống kê ở Mỹ mỗi năm ước tính có khoảng

280.000 trường hợp gãy xương hông, 700.000 trường hợp chấn thương đốt sống,

250.000 ca gãy xương cổ tay mỗi năm với chi phí 10 tỷ USD. Có 500.000 ca ghép

xương ở Mỹ trong đó một nửa là cột sống và ở Anh khoảng 10% những người già

trên 65 tuổi có trải qua các phẫu thuật thay khớp. Ước tính có khoảng 15 triệu người

già mắc các chứng bệnh về xương trên toàn thế giới vào năm 2033. Năm 2004 chi

phí cho vật liệu y sinh ở Mỹ là 17 tỷ USD và tăng trưởng với tốc độ hàng năm khoảng

10% [13]. Chính vì lý do đó, hiện nay các nhà khoa học trên thế giới đang tập trung

đầu tư nghiên cứu nhằm tạo ra các loại vật liệu y sinh mới có tính năng tốt để phục

vụ cho nhu cầu xã hội. Hướng nghiên cứu này rất có triển vọng và đáp ứng nhu cầu

cần thiết về vật liệu mới trong kỹ thuật chỉnh hình, nha khoa hiện đại [1].

Vật liệu cấy ghép trong lĩnh vực chấn thương và chỉnh hình được sử dụng thay

thế những bộ phận cơ thể bị hỏng hoặc mất đi do một nguyên nhân nào đó, giúp làm

tăng chất lượng cuộc sống cũng như kéo dài tuổi thọ của bệnh nhân [1, 14, 17]. Vật

liệu cấy ghép bao gồm: chỉ khâu, tấm xương, khớp thay thế, các thiết bị y tế (máy tạo

nhịp tim, tim nhân tạo...) được sử dụng rộng rãi để thay thế, khôi phục chức năng của

các mô bị tổn thương hoặc thoái hóa. Yêu cầu đầu tiên và quan trọng nhất đối với

việc lựa chọn vật liệu cấy ghép sinh học sự chấp nhận của cơ thể con người. Hiện

nay, các loại vật liệu phổ biến nhất được sử dụng làm vật liệu y sinh là kim loại,

polyme, gốm sứ và hỗn hợp. Chúng được sử dụng đơn lẻ hoặc kết hợp để tạo thành

hầu hết các vật liệu cấy ghép hiện nay [18, 19]. Các hướng nghiên cứu và chế tạo vật

liệu cấy ghép là một lĩnh vực rất triển vọng và đầy tiềm năng đối với khoa học và ứng

dụng y học. Quá trình cấy ghép xương và sự can xi hóa của xương tại vị trí cấy ghép

là một trong những phát hiện quan trọng nhất của thực nghiệm lâm sàng thế kỷ 20.

Trong thời kỳ đầu, tất cả các loại vật liệu tự nhiên như gỗ, cao su, các mô sống

và các vật liệu kim loại và thủy tinh đều được sử dụng làm vật liệu cấy ghép sinh học.

Các phản ứng của mô chủ đối với các vật liệu này do đó cũng vô cùng đa dạng. Trong

điều kiện nhất định, thông qua việc tương tác giữa các mô tế bào và vật liệu cấy ghép,

một số vật liệu cấy ghép được cơ thể dung nạp, trong khi một số các vật liệu khác bị

từ chối [19]. Dựa theo đặc tính, vật liệu cấy ghép có thể được chia ra làm 4 loại chính:

-Vật liệu kim loại (vàng, thép không gỉ 316L, hợp kim Co-Cr, hợp kim titan)

-Vật liệu gốm sứ (alumina, zirconia, carbon, titania, bioglass, hydroxyapatite)

-Vật liệu hỗn hợp (Silica /SR, CF/UHMWPE, CF/PTFE, HA/PE, CF/epoxy,

CF/PEEK, CF/C, Al2O3/PTFE).

-Vật liệu polyme (Polyethylen có trọng lượng phân tử siêu cao (UHMWPE),

polyetylen (PE), polyurethane (PU), polytetrafuoroetylen (PTFE), polyacet (PA),

polymethylmethacrylate (PMMA), cao su silicon (SR), Polyetheretherketone

(PEEK), polylactic.

Vật liệu cấy ghép y sinh cũng có thể được phân loại theo tính chất tương thích

sinh học của nó như vật liệu trơ (bioinert), vật liệu hoạt tính sinh học (bioactivity),

hay vật liệu phân hủy sinh học (biodegradation)…[2, 18, 20]. Theo nghĩa rộng, vật

liệu trơ sinh học là loại vật liệu hầu như không phản ứng hoặc phản ứng rất ít với mô

sống. Trong khi đó, vật liệu hoạt tính sinh học là vật liệu có khả năng kích thích liên

kết với các mô sống xung quanh. Các vật liệu phân hủy sinh học là các vật liệu có thể

tái hấp phụ, tích hợp vào các mô xung quanh và kết hợp với các tế bào sống [2].

Hiện nay, vật liệu cấy ghép y sinh được sử dụng thay thế cho rất nhiều bộ phận

trên cơ thể người như chỉ ra trong hình 1.1.

Hình 1.1. Vật liệu implant sử dụng trong cơ thể người [18]

Tuy nhiên, các vật liệu như gốm hoặc polyme hầu như không thể được sử dụng

để làm vật liệu cấy ghép sinh học cho xương vì các tính chất như sự tương thích sinh

học và độ bền không phù hợp với xương. Mặc dù, gốm có khả năng chống ăn mòn

tuyệt vời nhưng lại rất giòn do vậy chúng khó có thể ứng dụng làm vật liệu cấy ghép

được. Tương tự như thế, polyme có cơ tính thấp, không đáp ứng được yêu cầu đối

với vật liệu cấy ghép [18, 21].

Vật liệu kim loại sử dụng cho các ứng dụng cấy ghép y sinh học được chia

thành 2 loại là: kim loại vĩnh cửu (hợp kim của titan, thép không gỉ, hợp kim crom-

coban…) và kim loại phân hủy sinh học (kim loại trên cơ sở hợp kim của Mg). Các

chi tiết cấy ghép cho khớp gối, khớp cổ tay, xương đùi…thường sử dụng các vật liệu

kim loại vĩnh cửu. Trong khi đó vật liệu có khả năng phân hủy sinh học được ứng

dụng làm các implant loại tạm thời và các phụ kiện sử dụng trong một khoảng thời

gian nhất định. Chúng thường được sử dụng cho cả mô cứng và mô mềm. Tính chất

của các vật liệu kim loại sinh học được chỉ ra trong bảng 1.1.

Bảng 1.1. So sánh đặc tính giữa vật liệu kim loại vĩnh cửu và kim loại phân hủy sinh

học [2]

Vật liệu kim loại vĩnh cửu Vật liệu phân hủy sinh học

Ổn định theo thời gian Suy giảm theo thời gian Tính chất cơ

học

Ít hoặc không gây độc hại cho cơ Ion giải phóng Gây độc hại cho cơ thể

thể.

Trơ sinh học Hoạt tính sinh học cao Tương tác với

mô xung

quanh

Phổ biến cho các ứng dụng Các ứng dụng đặc biệt cho các Ứng dụng

chỉnh hình, nha khoa cấy ghép tạm thời.

Bền cơ học và có khả năng Không cần phẫu thuật lần 2 để Ưu điểm

chống ăn mòn cao. lấy vật liệu cấy ghép.

- Trơ sinh học -Tốc độ phân hủy quá nhanh Nhược điểm

- Phải tiến hành phẫu thuật lại -Tính chất cơ lý của vật liệu cấy

để lấy vật liệu cấy ghép. ghép giảm theo thời gian.

- Xử lí, sửa đổi bề mặt - Xử lí bề mặt Cách khắc

-Tạo các lớp phủ bề mặt có - Tạo các lớp phủ giúp che chắn phục

hoạt tính sinh học cao. và bảo vệ kim loại nền.

Mỗi loại vật liệu kim loại sinh học đều có ưu, nhược điểm và phạm vi ứng

dụng riêng. Do đó, cần hiểu rõ đặc tính của từng loại để định hướng ứng dụng phù

hợp các kim loại này trong lĩnh vực y sinh.

Đối với lĩnh vực chấn thương và chỉnh hình, tính chất quan trọng nhất của vật

liệu cấy ghép là khả năng tương thích sinh học. Sau khi cấy ghép, thông qua sự tương

tác giữa bề mặt vật cấy ghép và môi trường sinh học xung quanh, cơ thể chấp nhận

hoặc không chấp nhận vật liệu cấy ghép. Trong trường hợp không chấp nhận, mà cơ

thể vẫn “coi” vật liệu cấy ghép như vật thể lạ bên ngoài thì việc cấy ghép trở nên thất

bại. Cơ chế đào thải vật liệu cấy ghép có thể diễn ra như mô phỏng trên hình 1.2a. Sự

kết dính của tiểu bào sẽ kích hoạt giải phóng các tác nhân đông máu và dẫn đến ăn

mòn kim loại và vật liệu cấy ghép bị suy yếu. Đồng thời, tại vị trí cấy ghép xảy ra

hiện tượng viêm nhiễm và gây đau đớn cho người bệnh. Ngược lại, nếu cơ thể dần

chấp nhận vật cấy ghép thì việc cấy ghép sẽ thành công. Tại vị trí cấy ghép các mô tế

bào xung quanh phát triển bình thường và có sự đáp ứng sinh học cao (như trên hình

1.2b). Hình 1.2c chỉ ra cơ chế của sự liền xương sau khi cấy ghép. Đầu tiên là sự hình

thành mô hạt (khối máu tụ), tiếp theo là hình thành mô sụn và tái tạo xương, cuối

cùng là sự liền xương [22]. Tại giao diện giữa xương và vật liệu cấy ghép diễn ra các

quá trình theo thứ tự lần lượt: sự hấp thụ huyết thanh, hấp thụ tế bào trung mô, sinh

trưởng tế bào, biệt hóa và hình thành xương, canxi hóa và cuối cùng là sự liền xương

như thể hiện trên hình 1.2d.

a-Hình ảnh vật liệu cấy ghép thất bại [22]

b-Vật liệu đáp ứng sinh học [22]

c- Cơ chế liền xương [22]

d- Minh họa tế bào tại giao diện giữa xương- vật liệu cấy ghép theo thời gian [19]

Hình 1.2. Hình ảnh vật liệu implant sau khi cấy ghép

1.1.1. Vật liệu kim loại phân hủy sinh học

Thuật ngữ "biodegradable metal" viết tắt là BM đã được sử dụng trên toàn thế

giới để mô tả các loại vật liệu kim loại có khả năng phân hủy sinh học cho các ứng

dụng y sinh [2, 23, 24]. BM sẽ bị ăn mòn dần dần trong cơ thể người và động vật và

tạo ra các sản phẩm ăn mòn thích hợp với cơ thể, sau đó hòa tan hoàn toàn sau khi

hoàn thành việc hỗ trợ làm liền các mô mà không còn tồn tại dư lượng của vật liệu

cấy ghép tức là không cần phẫu thuật để thu hồi vật liệu cấy ghép. Do đó, thành phần

chính của BM là các nguyên tố kim loại thiết yếu có thể chuyển hóa với tỷ lệ và độ

suy thoái thích hợp trong cơ thể con người.

Do đó, vật liệu BM có cơ hội mới đầy hứa hẹn như là một thế hệ vật liệu tiềm

năng cho chế tạo vật liệu cấy ghép hoạt tính cao. Một đặc tính đặc biệt của vật liệu

kim loại phân hủy sinh học là sự tương tác trực tiếp với mô vật chủ trong suốt thời

gian cấy ghép. Tại bề mặt phân cách giữa implant và vật chủ luôn duy trì cân bằng

động, các sản phẩm phân hủy sinh học sẽ kích thích xương vật chủ phản ứng cho đến

khi vật liệu phân hủy hoàn toàn.

Mặc dù có nhiều ưu điểm nhưng vật liệu phân hủy sinh học có tốc độ ăn mòn

cao trong điều kiện môi trường sinh học (pH=7,2-7,4) cũng như trong môi trường

chứa nồng độ ion clorua cao, do đó làm cho implant xuống cấp nhanh chóng và mất

đi tính toàn vẹn cơ học trước khi các mô có đủ thời gian để chữa lành. Điều đó gây

ra những hạn chế cho việc áp dụng vật liệu này trong y tế [25, 26].

Magie là một vật liệu BM điển hình nhất và được sử dụng trong y sinh từ

những năm 1980 do Mg có thể kích thích sự gia tăng sớm các mô liên kết trong giai

đoạn đầu liền xương bao gồm dạng ống, dạng tấm và dạng dây [2, 21]. Ứng dụng phổ

biến của Mg là làm chỉ khâu hoặc trong các phẫu thuật khác như ruột, động mạch,

dây thần kinh và phẫu thuật tim mạch cũng như các phẫu thuật tổng quát khác. Mặc

dù các nghiên cứu cho thấy lợi thế của hợp kim Mg trong ứng dụng y sinh, tuy nhiên

chúng đã bị bỏ rơi vào thời điểm phát triển bùng nổ của vật liệu thép không gỉ.

Trong thời gian gần đây, những tiến bộ trong công nghệ sản xuất hợp kim đã

cho ra đời các hợp kim Mg với nhiều tính năng được cải thiện rõ rệt cả về tính chất

cơ lý và khả năng chống ăn mòn. Các ý tưởng về kim loại phân hủy sinh học đã được

nghiên cứu trở lại và được chú ý nhiều hơn cho các vật liệu cấy ghép tạm thời. Vì thế,

một số vấn đề quan trọng về vật liệu phân hủy sinh học bao gồm việc lựa chọn các

nguyên tố hợp kim, điều chỉnh cấu trúc, các tính chất cơ học và cơ chế phân hủy sinh

học cũng như các yếu tố ảnh hưởng để kiểm soát tốc độ phân hủy và giải phóng ion

trong môi trường sinh lí tự nhiên được nghiên cứu rộng rãi trong thập kỷ qua.

Hợp kim Mg sử dụng trong cấy ghép gồm Mg tinh khiết và các nguyên tố hợp

kim thiết yếu (Mg-Ca, Mg-Sr, Mg-Zn và Mg-Si) hoặc các nguyên tố ít độc hại (Mg

– Sn và Mg – Zr), và hợp kim Mg công nghiệp (Mg-RE và Mg – Al). Một số loại hợp

kim Mg phổ biến hiện nay như các hợp kim chứa Al (AZ31, AZ61, và AZ91D), hợp

kim chứa các nguyên tố đất hiếm (WE43). Trong các ứng dụng tái tạo xương, một số

dạng cấu trúc điển hình bao gồm cấu trúc xốp, cấu trúc nano và cấu trúc thủy tinh của

vật liệu Mg được sử dụng tạo điều kiện cho các tế bào mọc lên nó, ngăn ngừa sự nới

lỏng của implant và cho phép vận chuyển chất lỏng của cơ thể.

Hình 1.3. Một số cấu trúc xốp điển hình của hợp kim Mg [2]

Vật liệu kim loại phân hủy sinh học đã cho thấy kết quả đáng khích lệ khi được

sử dụng cho cả mô cứng và mô mềm. Tuy nhiên vẫn cần một chặng đường dài để đưa

loại vật liệu này vào ứng dụng rộng rãi trong các thử nghiệm lâm sàng. Việc lựa chọn

giữa kim loại phân hủy và vật liệu vĩnh cửu phải được xem xét cẩn thận nhiều yếu tố,

chẳng hạn như tuổi bệnh nhân (trẻ em hoặc người lớn) và tình trạng thể chất cá nhân,

loại gãy xương, nguy cơ nhiễm trùng…Rõ ràng, sự cải thiện tính chất cơ học và dự

đoán được tốc độ phân hủy của các implant sẽ hữu ích cho việc mở rộng phạm vi ứng

dụng của vật liệu phân hủy sinh học [24, 25, 27].

1.1.2.Vật liệu kim loại vĩnh cửu sinh học

Vật liệu kim loại vĩnh cửu sinh học (Permanent Metallic Implants hay Bio-

inert Metals) là thuật ngữ để mô tả các vật liệu kim loại có tính chất cơ học tốt và khả

năng ổn định lâu dài trong điều kiện môi trường sinh lí tự nhiên (in-vivo) cho các ứng

dụng y sinh [1, 2, 18, 28].

Trong số những kim loại cố định, thép không gỉ là kim loại đầu tiên được sử

dụng thành công cho cấy ghép đầu thế kỉ 20. Các hợp kim coban có tên là vitallium

được phát triển cho ứng dụng y tế năm 1932. Tuy nhiên các nghiên cứu gần đây cho

thấy các ion kim loại như Ni, Co và Cr có thể gây hại cho cơ thể người và hợp kim

của chúng trở nên lỗi thời đối với các ứng dụng nha khoa. Xu hướng nghiên cứu chế

tạo các hợp kim ứng dụng trong y tế là giảm sử dụng các nguyên tố độc hại và tìm ra

vật liệu thay thế mới có tính tương thích sinh học cao. Ti và hợp kim Ti cho thấy ưu

điểm rõ rệt so với thép không gỉ 316L và các hợp kim Co-Cr hay Ni do khả năng

tương thích sinh học, tính chống ăn mòn, cơ tính và các tính chất lý hóa vượt trội

[21]. Do đó gần đây, vật liệu hợp kim titan được nghiên cứu và ứng dụng nhiều cho

ngành phẫu thuật chỉnh hình đặc biệt là các ứng dụng nha khoa [22, 29, 30].

1.1.2.1. Thép không gỉ

Trước khi thép không gỉ được ứng dụng trong lĩnh vực y sinh, vật liệu cấy

ghép thường được chế tạo từ sắt kim loại nguyên chất. Tuy nhiên, khả năng sử dụng

của nó rất hạn chế do độ bền ăn mòn và độ bền cơ học kém. Những hạn chế này đã

được giải quyết ở một mức độ nào đó với sự ra đời của vật liệu thép không gỉ vào

những năm 1920. Thép không gỉ cho thấy khả năng chống ăn mòn tốt hơn, ít gây biến

chứng sau phẫu thuật và giảm tỷ lệ cấy ghép thất bại đi đáng kể. Thép không gỉ được

sử dụng trong các ứng dụng y sinh có 2 loại chính là thép không gỉ thông thường có

chứa Ni và thép không gỉ không chứa Ni. Thép không gỉ chủ yếu được sử dụng cho

các ứng dụng implant chịu tải hoặc các stent để duy trì lưu lượng máu trong động

mạch (Hình 1.4). Mặc dù vẫn bị ăn mòn và khả năng tương thích sinh học kém hơn

vật liệu titan, thép không gỉ vẫn được sử dụng vì chi phí rẻ. Đối với phương pháp

điều trị gãy xương, thép không gỉ vẫn được sử dụng rộng rãi dưới dạng ốc vít, đinh

và dạng tấm để cung cấp hỗ trợ tạm thời và sau đó được loại bỏ bằng phẫu thuật sau

khi các mô sống được chữa lành.

Hình 1.4. Hình ảnh Stent chèn vào động mạch [1]

Thép không gỉ 316L có thể được sử dụng để chế tạo các chi tiết cấy ghép giá

rẻ dùng một lần trong quá trình thay thế khớp. Việc thực hiện cấy ghép với vật liệu

thép không gỉ cần khử trùng lặp đi lặp lại và điều này không những ảnh hưởng đến

việc loại bỏ dư lượng hóa học, mà còn làm giảm đáng kể độ bền cơ học. Thép không

gỉ đã được sử dụng để chế tạo cấy ghép nha khoa 3D bằng cách sử dụng phương pháp

thiêu kết pha lỏng đặc biệt, trong đó polymer được nung chảy bằng tia laser (~ 1 J

mm-3) để kết nối các hạt kim loại [1, 23].

1.1.2.2. Hợp kim coban

Hợp kim coban có khả năng chống mài mòn và ăn mòn mỏi cao hơn so với

hợp kim Ti và được sử dụng rộng rãi trong chế tạo khớp hông nhân tạo, nơi tiếp xúc

trực tiếp giữa đầu xương đùi và xương tấm. Trong lâm sàng, hợp kim Co-Cr-Mo là

một trong những hợp kim được sử dụng phổ biến nhất do sự kết hợp của độ bền cơ

học và độ dẻo cao [7,17]. Khi so sánh với hợp kim Co-Cr đúc, hợp kim Co-Cr rèn có

chứa Ni có độ bền cơ học cao hơn. Tuy nhiên, vì Ni gây độc hại khi sử dụng trong cơ

thể sống, do đó nó chỉ được sử dụng trong các ứng dụng mà yêu cầu độ bền cơ học

lớn. Mô đun đàn hồi của hợp kim Co-Cr cũng cao hơn so với Ti và hợp kim Ti [3,18-

20]. Độ bền kéo của hợp kim Co-Cr nằm trong khoảng 655 - 1896 MPa, trong khi Ti-

6Al-4V khoảng từ 965 -1103 MPa [19-23]. So với xương, hợp kim Co-Cr có mô đun

đàn hồi, tỉ trọng và độ cứng lớn hơn khá nhiều, dẫn đến ứng suất chắn lớn hơn so với

hợp kim Ti hoặc hợp kim Mg. Khả năng tương thích sinh học và khả năng dẫn xương

của Co-Cr cũng thấp hơn so với Ti. Do đó, trong các ứng dụng lâm sàng thông thường

Ti được sử dụng cho các chi tiết tiếp xúc trực tiếp với xương (ốc vít) và Co-Cr là vật

liệu cho các chi tiết không tiếp giáp với xương (thanh cố định cột sống). Tuy nhiên,

các cấu trúc lắp ghép như vậy dễ làm phát sinh sự ăn mòn kim loại, đặc biệt là sự ăn

mòn khe tại vị trí tiếp xúc giữa Co-Cr và Ti, nơi mà chịu tải trọng ma sát đáng kể.

Một trở ngại lớn cho các vật liệu Co-Cr là độ cứng quá lớn nên khó gia công định

hình. Hiện nay, công nghệ chế tạo hợp kim Co-Cr bằng kỹ thuật nóng chảy chùm

điện tử (Electron beam melting- EBM), có thể giảm mô đun đàn hồi và giảm bớt sự

chênh lệch độ cứng giữa hợp kim Co-Cr và xương [15,17].

1.1.2.3. Vật liệu titan

Trong suốt 50 năm qua, đã có một số lượng lớn các công trình nghiên cứu ứng

dụng của vật liệu titan trên cơ thể động vật và con người được tiến hành tại các trường

đại học và các viện nghiên cứu trên khắp thế giới. Kết quả cho thấy khả năng tương

thích tuyệt vời của titan trong cơ thể sống liên quan đến các tính chất vật lý của titan

như: độ dẫn điện thấp, chống ăn mòn cao, độ bền kéo cao (200-700 MPa), khối lượng

riêng thấp (4,506 g/cm3 ở nhiệt độ 25 oC), nhiệt độ nóng chảy cao (1688 oC), mô đun

đàn hồi (110 GPa), độ cứng Vícke trong khoảng 80 – 105 HV và độ dẫn nhiệt khoảng

0,2 J/cm.K [ 20-23]. Thông thường, titan và hợp kim titan thương mại có 3 dạng cấu

trúc phổ biến là α,  và α+. Cấu trúc của hợp kim titan phụ thuộc vào thành phần

hợp kim và quá trình xử lý cơ nhiệt sau chế tạo. Ở điều kiện thường, titan tồn tại ở

dạng cấu trúc α (lục phương xếp chặt) và khi nung lên trên nhiệt độ 883 oC thì cấu

trúc α chuyển thành lập phương tâm khối . Tuy nhiên, nhiệt độ chuyển biến còn tùy

thuộc vào độ sạch của hợp kim. Ở nhiệt độ phòng, trên bề mặt Ti hình thành một lớp

màng ôxít rất mỏng bám chặt trên nền kim loại tạo nên hàng rào bảo vệ. Lớp màng

mỏng này chủ yếu là titan ôxít (TiO2) ở dạng vô định hình, không bị hòa tan và rất

ổn định. Chúng có khả năng tái hình thành sau khi bị loại bỏ bằng các phương pháp

cơ học.

Bảng 1.2. Một số loại hợp kim Ti ứng dụng làm vật liệu cấy ghép [31]

TT Thành phần Cấu trúc

1 Ti nguyên chất Α

2 Ti-6Al-4V α+β

3 Ti-6Al-7Nb α+β

4 Ti-15Sn-4Nb-2Ta-0,2Pd α+β

5 Ti-13Nb-13Zr Β (mô đun đàn hồi thấp)

6 Ti-35Nb-7Zr-5Ta Β (mô đun đàn hồi thấp)

7 Ti-29Nb-13Ta-4,6Zr β (mô đun đàn hồi thấp)

8 Ti-40Ta, Ti-50Ta β (Chống ăn mòn cao)

Mỗi năm khoảng 1.000 tấn implant làm từ Ti được đưa vào sử dụng trong cơ

thể bệnh nhân trên toàn thế giới. Titan và các hợp kim Ti là vật liệu kim loại hứa hẹn

nhất và được sử dụng phổ biến cho các ứng dụng nha khoa và chỉnh hình do độ bền

cơ học, khả năng chịu tải, khả chịu ăn mòn và mài mòn cao [19-22]. Ứng dụng chủ

yếu của chúng là để thay thế cho phần mô cứng như: khớp hông, khớp gối nhân tạo,

tấm xương, đinh vít để cố định gãy xương, khớp nối hư hỏng hoặc gãy vỡ nhằm phục

hồi cấu trúc và chức năng của xương. Ngoài ra, titan còn được sử dụng trong bộ phận

van tim giả, máy tạo nhịp tim…Trong ngành nha khoa, titan và hợp kim của nó được

sử dụng để làm cầu răng, nẹp, vít...(hình 1.5).Hiện nay, một số loại hợp kim Ti ứng

dụng làm vật liệu cấy ghép y sinh bao gồm titan tinh khiết thương mại và hợp kim

của nó như trong bảng 1.2. Trong đó, hợp kim Ti-6Al-4V đặc biệt phổ biến cho các ứng

dụng chỉnh hình và nha khoa vì khả năng chống ăn mòn và khả năng tương thích sinh

học cao.

Hình 1.5. Một số hình ảnh về ứng dụng của Ti trong nha khoa [32]

a. Một số phương pháp xử lí bề mặt cho vật liệu titan ứng dụng y sinh

Tính chất cơ bản của một vật liệu cấy ghép bao gồm: tính chất cơ học (độ

cứng, độ bền nén, độ bền đứt gãy, mài mòn, độ bền mỏi…), khả năng chống ăn mòn

và khả năng tương thích sinh học [5,11,20]. Mặc dù titan và hợp kim của nó có độ

bền cao nhưng vẫn bị ăn mòn theo thời gian. Bên cạnh đó, vật liệu titan thiếu khả

năng liên kết hóa học với xương, tức là thiếu hoạt tính sinh học nên các mô tế bào

không có khả năng phát triển trên các implant đó. Ngoài ra, việc giải phóng một số

ion kim loại như Al3+, V5+ từ hợp kim titan có thể gây kích ứng tại vị trí các mô xung

quanh vật liệu cấy ghép. Do đó, bệnh nhân thường cảm thấy đau đớn và khó chịu. Vì

vậy, để tăng khả năng che chắn cho kim loại nền nhằm làm giảm sự giải phóng các

ion kim loại độc hại đồng thời tăng khả năng tương thích sinh học của vật liệu titan

cho các ứng dụng chỉnh hình, nha khoa các nhà nghiên cứu đã sử dụng một số phương

pháp xử lí bề mặt cho titan như: anốt hóa, phun cát, xử lý kiềm nóng, xử lý plasma

và cấy ion…để tạo ra một lớp phủ vừa có khả năng bảo vệ kim loại nền vừa có khả

năng tương thích sinh học [20-30]. Trong số đó, lớp phủ hydroxyapatit (HA) là một

trong những lớp phủ tốt nhất để thúc đẩy khả năng tương thích sinh học, khả năng

mọc xương và cuối cùng là tuổi thọ của các implant. Đó là sự kết hợp tuyệt vời giữa

tính chất cơ học của nền titan kim loại với khả năng tương thích sinh học cao của lớp

phủ HA [24, 30, 32].

Hình 1.6. Hình ảnh minh họa quá trình cấy ghép hợp kim titan [22].

Bên cạnh đó, có thể phủ lên bề mặt Ti các lớp polymer tương thích sinh học chẳng

hạn poly -caprolactone (PCL), nano gelatin, nano tripolyphosphate (TPP) chitosan,

hydrogel…để tăng cường các tính chất bề mặt, giảm các vết nứt đồng thời tăng độ nhám,

cải thiện tính tương hợp sinh học của vật liệu cấy ghép cũng như cải thiện lực liên kết giữa

bề mặt cấy ghép và lớp phủ giúp nâng cao tuổi thọ của vật liệu cấy ghép [33, 34].

Bảng 1.3. Các phương pháp xử lí bề mặt nền Ti ứng dụng y sinh

Đặc điểm Mục đích Vai trò Ghi chú TT

Dùng Hỗn hợp axit (HNO3 và HF)

Tên phương pháp Tẩm thực axit (etching) [35] Loại bỏ có chọn lọc các tạp chất từ bề mặt kim loại và tạo độ nhám bề mặt Thường được kết hợp với phương pháp xử lí bề mặt khác

Phun các hạt alumina (Al2O3)

Xử lí hai bước (phun cát + tẩy bằng axit) Phương pháp phun cát [36] Tạo độ nhám bề mặt thay đổi theo kích thước hạt alumina.

Thúc đẩy sự tiếp xúc và tăng lực bám dính giữa tế bào và vật liệu cấy ghép Cải thiện độ nhám bề mặt và tính tương thích sinh học

Tạo ra lớp apatit chứa natri titanat

Xử lí kiềm nóng [37, 38] Ngâm trong dung dịch kiềm (NaOH) nóng

Quá trình thẩm thấu và mọc xương được tăng cường

Ôxy hóa hồ quang plasma

Tạo ra năng lượng tự do bề mặt lớn

Xử lý plasma [39]

Thay đổi các đặc tính vật lý của vật liệu

-Ngâm 2 bước (kiềm ấm (60 oC + dung dịch kiềm nóng (600 oC) không có sự thay đổi hóa học đáng kể so với bề mặt Ti tinh khiết. Được thực hiện sau khi đã phun cát và xử lí axit Phương pháp cấy ion hóa [40]

Khả năng tương thích sinh học của vật liệu được cải thiện Tăng tốc độ hình thành xương mới và tăng mật độ khoáng xương Dùng điện trường để gia tốc các ion (Bạc, Kẽm) tác động vào bề mặt vật liệu

Tạo lớp canxi phốt phát

Kích thích sự hình thành xương

Tạo lớp phủ apatit [41-43]

Tạo lớp phủ tương đồng về cấu trúc, thành phần và đặc tính sinh học với xương

Kết hợp với phương pháp xử lí bề mặt khác để tăng độ bền bám dính của lớp phủ

b. Vật liệu ứng dụng trong y sinh tiên tiến (titan xốp)

Giống như cơ bắp, xương cũng là một thực thể sống nên hàng ngày nếu không

được tác động, kích thích đủ lớn, xương sẽ không phát triển và trở nên xốp, hoặc bị

hòa tan vào dịch cơ thể. Do sự chênh lệch giữa mô đun đàn hồi của vật liệu cấy ghép

titan (110 GPa) và mô xương (17,6-28.0 GPa), lực truyền từ ngoài đến vật cấy ghép

bị vật cấy ghép hấp thụ một phần, mất năng lượng biến dạng đàn hồi, tải trọng đặt lên

xương sẽ không đủ, dẫn đến hiện tượng gọi là chắn ứng suất (stress shielding) [44,

45]. Hay nói cách khác, vật liệu cấy ghép chắn ứng suất cho xương, làm cho xương

không có đủ lực tác động cần thiết để phát triển cấu trúc xương bình thường. Nếu sự

hao hụt xương quá lớn, sẽ dẫn đến tính năng của vật cấy ghép bị ảnh hưởng nghiêm

trọng và có thể dẫn đến sự dịch chuyển vật liệu cấy ghép, sự nới lỏng hoặc phá huỷ

các lớp xương xung quanh bộ phận cấy ghép, gây viêm nhiễm và đau đớn cho người

bệnh. Mặc dù titan và hợp kim titan (Ti -6Al-4V) có mô đun đàn hồi nhỏ tuy nhiên

sự khác nhau giữa mô đun đàn hồi của xương và của titan vẫn là khá lớn. Mặt khác,

tỉ trọng của titan đặc tinh khiết (4,506 g/cm3) lớn hơn khá nhiều so với xương (1,72 -

1,96 g/cm3) [45]. Do đó, cần phải tìm được sự cân bằng giữa độ bền và độ cứng

(không đàn hồi), để có tính chất gần giống nhất với xương. Vật liệu xốp có diện tích

bề mặt lớn với nhiều lỗ rỗng để giảm mô đun đàn hồi của vật liệu cấy ghép đồng thời

cung cấp sự dính kết sinh học tốt hơn bằng việc thúc đẩy mô xương phát triển vào

trong những lỗ xốp, điều này làm đồng nhất ứng suất chuyển đổi giữa xương và vật

liệu cấy ghép.Vì thế, vật liệu titan xốp ngày càng được quan tâm nghiên cứu nhằm

làm giảm sự khác biệt của mô đun đàn hồi và tỉ trọng giữa xương và vật liệu cấy

ghép, làm tăng khả năng bám dính lâu dài của vật liệu cấy ghép với xương.

Đối với các ứng dụng cho xương, titan xốp thường được phân thành 2 dạng

chính bao gồm:

- Cấu trúc xốp hoàn toàn trên toàn bộ khối titan kim loại.

- Một lớp phủ xốp được phủ trên nền kim loại đặc.

Trong trường hợp các cấy ghép yêu cầu chịu tải như răng và xương hông thì

một cấu trúc kim loại xốp hoàn toàn không thể phù hợp do tính chất cơ học của vật

liệu xốp giảm hơn nhiều so với vật liệu khối đặc. Khi đó, một lớp phủ xốp trên nền

kim loại đặc thường được ưu tiên lựa chọn để đảm bảo khả năng chịu tải trong môi

trường sinh lý. Cấu trúc kim loại xốp tồn tại ở cả hai dạng là lỗ rỗng đóng (lỗ rỗng bị

cô lập hoàn toàn) và lỗ rỗng mở (lỗ kết nối, liên thông với nhau). Trong đó, dạng lỗ

rỗng mở được ứng dụng nhiều hơn cho cấy ghép y tế do nó cung cấp một môi trường

phù hợp cho các tế bào xương xâm nhập vào lỗ xốp một cách dễ dàng, đồng thời kích

thước lỗ xốp lớn cho phép hình thành hệ thống mạch máu cần thiết để duy trì sự phát

triển tế bào xương vào bên trong.

Một số cấu trúc titan xốp sử dụng trong y sinh phổ biến hiện nay bao gồm cấu

trúc tổ ong hai chiều, mạng tinh thể đơn giản, hình thoi và mạng kim cương như trên

hình 1.7.

Hình 1.7. Ảnh SEM của một số cấu trúc titan xốp: a-cấu trúc xốp mở ( cấu trúc tổ ong 2

chiều); b-cấu trúc lỗ xốp đóng; c-cấu trúc kim cương.[44, 46]

Hình 1.8. Hình ảnh xương ăn sâu vào lỗ xốp sau khi cấy ghép [47]

Trong những năm gần đây, nhiều nghiên cứu về vật liệu titan xốp sử dụng

trong ứng dụng y sinh đã thực hiện trên thế giới. Cheng và cộng sự đã sử dụng hợp

kim Ti-6Al-4V với mật độ xốp thay đổi từ 15 % đến 70 % và cấu trúc xốp ngẫu nhiên.

Kết quả cho thấy, bằng cách tăng độ xốp, ông đã thu được cấu trúc xốp gần giống với

cấu trúc của xương tự nhiên với kích thước lỗ lớn hơn 100 µm được coi là thích hợp

cho sự mọc xương. M. A. Lopez-Heredia và cộng sự đã tiết lộ rằng titan xốp với kích

thước lỗ rỗng từ 800-1200 µm là đủ để cho phép xương ăn sâu và định vị trong các

lỗ xốp của titan trong xương đùi thỏ.

Hình 1.9. Ảnh SEM mặt cắt ngang của mẫu titan xốp sau khi cấy ghép [46]

Nhìn chung, không có sự xác định rõ ràng về kích thước lỗ rỗng tối ưu cho sự

phát triển của xương. Tính chất cơ học và sinh học của titan xốp bị chi phối bởi các

tác động kết hợp của các yếu tố như hình dạng lỗ, kích thước, phân bố và khả năng

kết nối của lỗ, cũng như bản chất của kim loại. Do đó, tùy vào vị trí và chức năng cho

từng trường hợp cấy ghép cụ thể mà chọn điều kiện tối ưu để đạt được một môi trường

phù hợp cho các mô xương xung quanh.

1.2. Các lớp phủ tương thích sinh học

1.2.1. Các loại hợp chất tương thích sinh học canxi photphat (Ca-P)

Hợp chất Ca-P là những hợp chất có chứa thành phần của canxi và phốt pho.

Nó là thành phần vô cơ chính của xương (~ 60 % khối lượng xương) và là thành phần

chính của men răng (khoảng 90 %). Canxi photphat có tỷ lệ nguyên tử Ca/P thay đổi

trong khoảng từ 0,5 đến 2,2. Khi tỉ lệ Ca/P từ 1,5 đến 1,67, hợp chất Ca-P được gọi là

apatit (hydroxyapatite hoặc florua-apatite). Sự ổn định của các hợp chất Ca-P phụ thuộc

vào tỷ lệ canxi/phốt pho, lượng nước, nhiệt độ cũng như pH của dung môi trường. Bảng

1.4 chỉ ra các loại hợp chất Ca-P có các tỉ lệ Ca/P khác nhau [48].

Bảng 1.4. Các hợp chất Ca-P phổ biến

Tên hóa học Công thức hóa học Tỉ lệ Ca/P

MCPM (mono canxi phot phat 0,5 Ca(H2PO4 )2 ·H2O

mono hydrat)

DCPA (dicanxi phot phat 1,0 CaHPO4

anhydrous, Monetite)

DCPD (dicanxi phot phat dehydrat, 1,0 CaHPO4.2H2O

Brushite)

Octacanxi phot phat (OCP) 1,33 Ca8(HPO4)2(PO4)4.5H2O

Tri- canxi photphat (α, β-TCP) 1,5 Ca3(PO4)2

1,2-2,2 ACP (amorphous canxi phot phat) CaxHy(PO4 )z.nH2O, n = 3–

4,5; 15%–20% H2O

CDHA (canxi deficient 1,50-1,67 Ca10−x (HPO4 )x(PO4 )6−x

hydroxyapatite, CDHAp; (OH)2−x (0 < x < 2)

precipitated HAp, pHA, pHAp)

Hydroxyapatit (HA) 1,67 Ca10(PO4)6(OH)2

TTCP, TetCP (tetra-canxi phot phat, 2,0 Ca4 (PO4 )2O

Hilgenstockite)

Trong các hợp chất của Ca-P, MCPM có tính axit và dễ tan trong nước. Nó

dùng làm thành phần của xi măng xương, làm chất trám tạm thời cho răng và không

hình thành trong cơ thể sống. Đi-canxi phốt phát tồn tại dưới hai dạng cấu trúc là

DCPD (còn được gọi là Brushite) và DCPA (còn được gọi là Monetite). DCPA là

dạng khan của DCPD, có tính axit yếu và hòa tan ít hơn DCPD. Không giống như

DCPD, DCPA được sử dụng trong xi măng canxi, bổ sung nguồn canxi và phốt phát

trong các chất dinh dưỡng như ngũ cốc hoặc có mặt trong thành phần của kem đánh

răng.

Canxi phốt phát dạng vô định hình (ACP) là kém bền nhất trong những pha

của hợp chất Ca-P. ACP thường là pha đầu tiên được hình thành trong hầu hết các

phương pháp kết tủa của hợp chất Ca-P. ACP được sử dụng trong xương - xi măng

(bone-cement) cũng như các chất hàn răng. ACP đã được sử dụng để làm composit

nha khoa cũng như chế tạo xương giả cho các ứng dụng không chịu tải.

Octacanxi phốt phát (OCP) là tiền chất để hình thành apatit trong xương và

răng nên có vai trò quan trọng trong cơ thể người và động vật. Một số nghiên cứu gần

đây đã chứng minh vai trò quan trọng của OCP trong khoáng xương vì cải thiện khả

năng mọc xương và nó được dùng để điền vào khuyết tật xương.

TCP được gọi là tri canxi phốt phát và tồn tại một trong bốn dạng (, ,  và

siêu ). TCP được tìm thấy chủ yếu trong xi măng xương và sự phân hủy của TCP

phụ thuộc vào các cấu trúc pha của nó. Các pha  hình thành ở điều kiện áp suất cao

trong khi siêu  là pha được hình thành ở nhiệt độ cao (trên 1500C). Trong đó, 2

dạng chủ yếu được dùng cho vật liệu y sinh là -và -TCP.

Trong số những hợp chất của Ca-P thì hydroxyapatit (HA) là pha ổn định và có

độ tan thấp nhất [49]. Do đó, gần đây HA thường được phủ lên bề mặt kim loại trong

các ứng dụng cấy ghép và được gọi là lớp phủ tương thích sinh học.

1.2.2. Các lớp phủ tương thích sinh học trên cơ sở HA

1.2.2.1. Lớp phủ HA

HA tồn tại ở dạng khoáng tự nhiên có công thức hóa học Ca5(PO4)3OH nhưng

thường được viết dưới dạng Ca10(PO4)6 (OH)2. Bột HA thường có màu trắng nhưng

cũng có thể là màu vàng, màu xanh lá cây, màu xám, nhiệt độ nóng chảy 1760 oC,

nhiệt độ sôi 2850 oC và khối lượng riêng 3,14 g/cm3. Các tinh thể HA tự nhiên và

nhân tạo thường có dạng hình que, hình kim, hình vảy và hình cầu. HA có thành phần

tương tự như thành phần khoáng của xương và răng [50, 51]. Bảng 1.5 minh họa sự

tương đồng về thành phần hóa học và cấu trúc giữa HA với men răng, ngà răng và

xương.

Caxi cacbonat và HA là thành phần chính của ngà răng, men răng và các mô

cứng ở động vật có vú. HA chiếm tới 60 % trong khoáng xương và cũng được tìm

thấy trong tuyến tùng và các cấu trúc khác trên cơ thể người [48-53].

Bảng 1.5. Thành phần hóa học của một số bộ phận trên cơ thể người

Thành phần % Men răng Ngà răng xương HA

36,5 35,1 34,8 39,6 Ca

17,1 16,9 15,2 18,5 P

1,63 1,61 1,71 1,67 Ca/P

97 70 Tổng các chất vô cơ 65 100

1,5 20 Hữu cơ (%) 25 --

1,5 10 Nước (%) 10 --

Thông số mạng (±0,003Ǻ)

a-axis (Å) 9,441 9,421 9,41 9,430

c-axis (Å) 6,880 6,887 6,89 6,891

Chỉ số tinh thể 70-75 33-37 33-37 100

HA có tinh thể dạng hình lục giác với nhóm không gian P63/m

Hình 1.10. Sơ đồ cấu trúc tinh thể của HA [48]

HA được biết đến là chất có hoạt tính sinh học, hỗ trợ sự mọc xương trực tiếp

trên bề mặt của vật liệu giúp cho sự hình thành và cố định xương sớm. HA có thể

được sử dụng trong các hình thức như bột, khối hoặc hạt xốp để điền vào các khuyết

tật hoặc khoảng trống về xương. Các thử nghiệm lâm sàng đã chứng minh rằng sau

khi được cấy ghép, HA tương thích với các mô của động vật và trở thành một phần

của cấu trúc xương. Vì vậy, trong những năm gần đây, HA đã trở thành một vật liệu

hấp dẫn trong ứng dụng y sinh [52, 53]. Bên cạnh những ưu điểm, HA vẫn tồn tại

nhược điểm là tính chất cơ học kém dẫn đến sự mất ổn định trong điều kiện chịu tải

trọng cục bộ của môi trường sinh lí cơ thể [6]. Vì vậy, việc sử dụng lớp phủ HA trên

bề mặt kim loại nền là sự kết hợp tuyệt vời để cải thiện những mặt hạn chế của cả lớp

phủ và kim loại nền đồng thời phát huy những lợi thế của chúng. Đó là sự kết hợp

giữa tính chất cơ học tốt của nền kim loại (nhưng thiếu hoạt tính sinh học) với hoạt

tính sinh học tốt của HA (nhưng độ bền cơ học kém). Trong ứng dụng y sinh, vật liệu

kim loại sinh học phải đảm bảo một số đặc tính như: độ bền cơ học tốt, không có hoặc

có rất ít hàm lượng kim loại gây độc cho tế bào trong thành phần của nó, khả năng

chống ăn mòn tốt, độ dẻo và tương thích sinh học cao. Hiện nay, các kim loại phổ

biến được sử dụng trong y sinh là thép không gỉ, hợp kim Co, Ti và hợp kim của Ti.

Trong số này, hợp kim titan có nhiều ưu điểm vượt trội như tính chất cơ học tốt, khả

năng chống ăn mòn cao, mô đun đàn hồi thấp (nhỏ hơn 50 % so với hợp kim Co-Cr).

Điều đó giúp làm giảm sự chênh lệch mô đun đàn hồi giữa xương và vật liệu cấy ghép

và làm giảm sự nới lỏng của liên kết giữa xương và vật liệu cấy ghép khi được ứng

dụng trong cơ thể [19, 54, 55]. Do vậy, Ti và hợp kim của Ti là vật liệu tốt nhất cho

các ứng dụng nha khoa và chỉnh hình. Tuy nhiên, xương không liên kết trực tiếp với

các vật liệu này khi chúng được bao phủ bởi các mô sợi sau khi cấy ghép, khiến chúng

bị cô lập khỏi môi trường xung quanh. Để tăng cường khả năng liên kết xương, quá

trình thẩm thấu và tương thích sinh học của hợp kim titan thì bề mặt của nền titan cần

được xử lí [4, 9, 56]. Trong số các phương pháp cải thiện tính chất bề mặt của kim

loại nền thì phủ HA là một trong những phương pháp hiệu quả nhất nhờ khả năng che

chắn cho kim loại nền đồng thời cấu trúc bề mặt xốp của HA thích hợp cho việc mọc

xương và làm tăng khả năng tương thích sinh học của các vật liệu cấy ghép kim loại.

Độ bền và ổn định của lớp phủ được cải thiện là do sự dày đặc và đồng đều của lớp

phủ. Nhiệt độ ảnh hưởng đến vi cấu trúc của lớp phủ trong khi các điều kiện bề mặt

thường ảnh hưởng đến cơ tính và đặc tính sinh học của lớp phủ một cách đáng kể [57,

58].

Nhược điểm chính của các lớp phủ tương thích sinh học HA trên nền titan hiện

nay là độ bền bám dính giữa lớp phủ HA và nền titan chưa cao. Các lớp HA được

phủ trực tiếp trên nền kim loại thường có độ bền bám dính kém. Để khắc phục nhược

điểm này, E. Mohseni chỉ ra rằng một lớp oxit TiO2 có cấu trúc xốp làm trung gian

giữa nền titan và lớp phủ HA nhằm cải thiện độ bền bám dính giữa lớp phủ HA với

kim loại nền đồng thời làm tăng khả năng chống ăn mòn, mài mòn của vật liệu cấy

ghép [59]. Một cách thức khác cũng được đề xuất để tăng độ bền của lớp phủ HA là

tạo ra các dẫn xuất của HA bằng cách đưa ion flo vào cấu trúc của HA gọi là các hợp

chất florua-hydroxyapatit hay florua-apatit [7, 60].

1.1.2.2. Lớp phủ dẫn xuất của HA

Đối với các ứng dụng y sinh học dài hạn, các lớp phủ cần phải có tốc độ hòa

tan thấp, lực liên kết với các chất nền lớn. Để đáp ứng những yêu cầu đó, một lớp phủ

FHA với sự thay thế nhóm OH của HA bằng F- được quan tâm nghiên cứu.

Lớp phủ FHA, Ca10(PO4)6 Fx(OH)2-x] (trong đó 0 ≤ x ≤ 2, khi x = 2 thì gọi là florua

apatit [FA, Ca10 (PO4) 6F2]) là các lớp phủ trên cơ sở HA được tạo ra nhờ sự thay thế một

phần hoặc toàn phần nhóm OH- của HA [Ca10 (PO4) 6(OH)2] bởi nhóm F- [7, 11, 61]. Các

kết quả nghiên cứu chỉ ra rằng các lớp phủ FHA là sự kết hợp của các ion F trong mạng

tinh thể apatit. Hơn nữa, FHA có độ ổn định hóa học cao hơn so với HA cũng như tính sát

khuẩn cao hơn nhờ sự có mặt của ion flo trong mạng tinh thể [60-62].

Phương pháp chế tạo các lớp phủ FHA hay FA thì tương tự như phương pháp

chế tạo HA nhưng trong tiền chất có thêm thành phần hợp chất chứa F-. Chẳng hạn

khi chế tạo FHA bằng phương pháp Sol-Gel thay vì chỉ bao gồm 2 tiền chất chính

chứa Ca [(Ca(NO3)2] và P[H3PO4, P(C2H5O)3 hoặc P2O5] thì Hae-Won Kim đã thêm

thành phần chứa F- [NH4F hoặc HPF6]. Lớp phủ FHA được phủ trên nền Zeconi bằng

phương pháp sol-gel với nhiệt độ xử lí là từ 400 – 800 oC. Kết quả cho thấy, lớp FHA

có thể cải thiện được độ bám dính, tốc độ hòa tan giảm đi, tăng độ bền hóa học và

tính ổn định cơ học của lớp phủ khi tăng nhiệt độ nung.

Nghiên cứu của J. Tredwin đã chỉ ra rằng FHA được ứng dụng trong lĩnh vực

phục hồi nha khoa, bởi vì nó tăng tính sát khuẩn, ngăn ngừa sâu răng trong môi trường

axit. Hơn nữa, Flo thúc đẩy các khoáng và kết tinh của canxi phốt phát trong quá trình

hình thành xương [7, 63].

1.2.3. Một số phương pháp chế tạo lớp phủ tương thích sinh học trên cơ sở HA

Hiện nay, có nhiều phương pháp chế tạo lớp phủ HA trên nền vật liệu kim loại

như: Phun phủ plasma, bơm ion, sol-gel, phủ điện di và phủ điện hóa.…Tuy nhiên,

mỗi phương pháp đều có ưu điểm và nhược điểm nhất định [63].

1.2.3.1. Phương pháp plasma

Phương pháp phun plasma được sử dụng rộng rãi để chế tạo lớp phủ HA lên

nền vật liệu kim loại trong hơn hai thập kỷ qua do hiệu quả kinh tế và khả năng mở

rộng sản xuất quy mô lớn. Phun plasma là một kỹ thuật mà trong đó nguyên liệu HA

ở dạng bột, được đưa vào một khí mang và được vận chuyển vào súng plasma. Dưới

một điện áp cao trong môi trường khí argon, bột HA bị tan chảy (nhiệt độ có thể vượt

quá 10.000 K) và được gia tốc về phía bề mặt chất nền. Lúc này, các hạt HA nóng

chảy sẽ va chạm với bề mặt nền và nhanh chóng nguội lại tạo thành pha rắn. Chiều

dày lớp phủ HA đạt được khoảng vài trăm micromet [8, 64, 65].

Hình 1.11. Sơ đồ quá trình phủ plasma [65]

Một trong những nhược điểm chính của phương pháp phun plasma là sự

chuyển pha của HA thành các pha kém ổn định (tetra canxi phot phat, TCP, và Ca-P

vô định hình) do sự phân hủy của HA tại nhiệt cao. Mặt khác, do tốc độ phun lớn,

điện áp cao và nhiệt độ lớn làm cho cấu trúc của lớp phủ kém xốp, lớp phủ dày nên

ứng lực cao, và bề mặt không đồng đều đối với các hình dạng nền phức tạp.

1.2.3.2. Phương pháp phún xạ magnetron

Có ba thành phần cơ bản cần thiết để thực hiện một hệ thống phún xạ. Thành

phần đầu tiên là một buồng chân không. Các buồng này thường được làm bằng thép

và được dán với các miếng đệm để cách ly với môi trường xung quanh. Khoang này

được kết nối với một hệ thống bơm để phân tán khí, tạo chân không siêu cao và thổi

khí trơ argon vào buồng với tốc độ có kiểm soát. Khí trơ này có nhiệm vụ tạo ra môi

trường plasma cần thiết cho phương pháp phún xạ. Thành phần thứ hai của một hệ

thống phún xạ là đế để giữ mẫu khi được đặt trong buồng. Đế này đôi khi gắn liền

với một hệ thống bên ngoài để kiểm soát nhiệt độ của nó. Khoảng cách giữa các đế

giữ chất nền và bia phún xạ phải được kiểm soát. Thành phần cuối cùng của hệ thống

là bia phún xạ. Bia có thể làm bằng vật liệu bất kỳ.

Hệ thống phải đạt một áp suất thấp (0,5 - 5 Pa) và phải có một điện áp âm cao

hàng kV. Khi khí trơ thổi vào, các ion được gia tốc về phía bia trong một điện trường

mạnh. Những ion bắn vào các bia giải phóng nguyên tử hay các cụm nguyên tử. Dưới

tác dụng của điện trường các phần từ này di chuyển đến bề mặt đế và lắng đọng tạo

thành các lớp phủ có thành phần như mong muốn .

a- Sơ đồ hệ thống phún xạ magnetron. b-Sơ đồ cơ chế phún xạ HA

Hình 1.12. Sơ đồ minh họa hệ thống phún xạ magnetron [66]

Nieh và cộng sự đã chế tạo các lớp phủ HA mỏng (chiều dày từ 0,35 - 0,65 µm)

bằng phương pháp phún xạ trên cả hai đế Si và Ti/Si. Tỷ lệ Ca/P trong các lớp phủ thấp

hơn giá trị lý thuyết (Ca/P = 1,67). Các thử nghiệm cho thấy mô đun của lớp phủ là

khoảng 120 GPa và độ cứng khoảng 8 GPa. Các thử nghiệm cào xước đã được thực

hiện và kết quả cho thấy lực liên kết chặt chẽ giữa HA và Ti nhưng liên kết kém giữa

HA và Si. Các phân tích vi cấu trúc và hóa học trên bề mặt phân chia giữa HA và Ti

cho thấy sự hiện diện của Ti và TiO2 trong lớp phủ HA do sự khuếch tán của Ti vào

lớp HA và sự hình thành đồng thời của TiO2 tại lớp trung gian giữa nền Ti và lớp HA.

Tuy nhiên, trên bề mặt lớp phủ có nhiều vết nứt [67]. Dunya Abdulsahib Hamdi và

cộng sự đã khắc phục hiện tượng nứt này bằng cách tạo ra cấu trúc 3 ba lớp

HA/Al2O3/TiO2 trên hợp kim Ti vì các nguyên tử khác nhau tạo ra các liên kết mới

đóng vai trò quan trọng để giảm độ xốp và giảm hình thành vết nứt [51]. Nhược điểm

của phương pháp phún xạ tạo lớp HA là bề mặt vật liệu dễ bị nứt do sự giãn nở nhiệt

của vật liệu nền và lớp phủ khác nhau.

1.2.3.3. Phương pháp điện hóa

a. Phương pháp kết tủa catốt

Nguyên tắc của phương pháp là sử dụng các vật liệu bằng kim loại hoặc hợp

kim làm Catốt và điện cực này được nhúng vào bể điện phân với thành phần gồm

3- với pH trong khoảng 4- 6. Quá trình lắng đọng xảy ở catốt tại điện thế

Ca2+ và PO4

–2V so với điện cực calomen bão hòa với mật độ dòng catốt khoảng 10 mA/cm2, và

với nhiệt độ xấp xỉ 60 oC. Chiều dày của lớp HA thay đổi theo thời gian mạ [68, 69].

Gần đây nhất năm 2018, Adrian Nu và cộng sự đã thực hiện thành công tổng hợp HA

bằng phương pháp điện phân màng ngăn. Màng lưỡng cực được sử dụng để giữ các

cation vẫn ở xung quanh cực âm và phản ứng tạo thành HA. Kết quả là hiệu suất hình

thành HA rất cao trong buồng Catốt. HA kết tinh dạng “bông hoa” với kích thước

nano ở mật độ dòng thấp [69].

Ưu điểm của phương pháp kết tủa Catốt này là đơn giản và có thể khống chế được

chiều dày lớp phủ. Tuy nhiên, lớp phủ có độ bền bám dính kém và độ bền cơ học thấp.

b. Phương pháp anốt hóa

Nguyên tắc của phương pháp là sử dụng vật liệu kim loại hoặc hợp kim làm

điện cực anốt. Catốt được làm bằng kim loại trơ Pt. Hệ được đưa vào dung dịch điện

3- theo tỉ lệ Ca/P = 1,67 dưới điện áp một chiều. Phương

phân chứa các ion Ca2+ và PO4

pháp anốt hóa bao gồm phương pháp anốt hóa thông thường (điện áp thấp vài chục

vôn) và phương pháp anốt hóa plasma (PEO, điện áp cỡ hàng trăm vôn).

Khi sử dụng phương pháp anốt hóa plasma, trên anốt sẽ xảy ra hiện tượng

phóng tia lửa điện tại các điểm dẫn điện tốt. Tại đây nhiệt độ có thể lên tới 103- 104

độ kenvin làm cho kim loại bị ôxy hóa, các ôxit tạo thành bị nóng chảy tạo thành một

lớp oxit có chiều dày khoảng 1-2 μm có độ xốp cao. Lớp oxit này có điện trở cao khi

bị nguội và đóng rắn, làm cho hiện tượng phóng tia lửa điện chuyển sang điểm có

điện trở nhỏ hơn. Sau khi anốt hóa sẽ tạo thành khối oxit có độ xốp cao. Tại các mao

3-. Quá trình

quản của khối xốp này sẽ xảy ra hiện tượng hấp thụ các ion Ca2+ và PO4

hình thành các tinh thể HA phụ thuộc vào số lượng các mầm tinh thể trong khi phóng

3-[70].

tia lửa điện và sự khuếch tán của các ion Ca2+ và PO4

Phương pháp anốt hóa plasma tạo ra lớp ceramic đa chức năng trên bề mặt các

kim loại nhẹ như Al, Ti, Mg và các hợp kim của nó và được tiến hành trong môi

trường kiềm. Đặc trưng nhất của phương pháp PEO là phóng điện plasma diễn ra ở

bề mặt phân cách giữa kim loại và dung dịch chất điện li khi áp một điện thế vượt

quá điểm tới hạn [70, 71].

Đối với các ứng dụng y sinh, phương pháp anốt hóa plasma được sử dụng để

tạo ra lớp oxit TiO2 trung gian có chiều dày lớn, độ bền bám dính với nền Ti rất tốt,

có khả năng chống ăn mòn, mài mòn cao. Sau đó, người ta phủ một lớp HA lên trên

lớp oxit trung gian này để tăng độ bền bám dính của lớp HA [72, 73].

Hình 1.13. Sơ đồ phương pháp anốt hóa plasma

Phương pháp anốt hóa có ưu điểm là khả năng hình thành lớp phủ đồng đều

trên bề mặt và dễ thực hiện. Thêm vào đó, quá trình anốt hóa có thể tiến hành ở nhiệt

độ phòng và hình thái học của lớp phủ có thể dễ dàng điều chỉnh bằng cách thay đổi

thế điện hóa và nồng độ chất điện li. Tuy nhiên, nhiệt độ của dung dịch chất điện ly

sau quá trình anốt hóa khá cao do đó cần phải thiết kế hệ thống làm mát để bảo đảm

an toàn.

1.2.3.4. Phương pháp điện di

Điện di là hiện tượng dịch chuyển của các vật thể mang điện tích dưới tác động

của điện trường trong các dung môi (như etanol, dung môi hữu cơ…). Sự dịch chuyển

này do thành phần lực điện trong lực Lorentz. Kết tủa bằng phương pháp điện di được

chia làm hai loại:

Kết tủa điện di catốt: Khi các hạt trong dung dịch huyền phù tích điện dương,

quá trình kết tủa diễn ra trên catốt gọi là kết tủa điện di catốt.

Kết tủa điện di anốt: Khi các hạt trong dung dịch huyền phù tích điện âm quá

trình kết tủa diễn ra trên anốt gọi là kết tủa điện di anốt.

Hình 1.14. Sơ đồ mô tả quá trình kết tủa bằng phương pháp điện di[74]

Ưu điểm của phương pháp là: Có thể tiến hành trên các bề mặt có hình dạng

bất kì, quá trình diễn ra nhanh, thiết bị đơn giản và tạo ra lớp phủ có độ bền bám dính

và đồng đều cao. Do sự đơn giản và chi phí thấp cũng như khả năng tạo ra lớp phủ

trên các bề mặt phức tạp, phương pháp kết tủa điện di được sử dụng để tổng hợp lớp

phủ Ca-P trên các vật liệu nền trong ứng dụng cấy ghép với kích thước hạt sub-micro.

Nhược điểm của phương pháp kết tủa điện di là cần sử dụng điện thế lớn để

có thể đưa các hạt ở dạng huyền phù lên bề mặt kim loại nền.

1.2.3.5. Phương pháp ngâm y sinh

Hình 1.15. Sơ đồ của phương pháp ngâm y sinh [75]

Lớp phủ HA trên nền hợp kim titan được điều chế bằng cách ngâm titan vào

dung dịch giả dịch thể người (SBF) với điều kiện pH khoảng 7,3-7,4 và nhiệt độ 370C

[76]. Lớp HA sẽ được lắng đọng trên nền hợp kim titan tuy nhiên lớp phủ không đồng

nhất và có thể không che phủ hết nền kim loại. Ngoài ra, lớp phủ HA thu được bằng

phương pháp này có độ bền bám dính kém và tiêu tốn nhiều thời gian.

1.2.3.6. Phương pháp sol-gel

Quá trình sol - gel là một quá trình liên quan đến hóa lý với sự chuyển đổi của

một hệ thống từ các phần tử tiền chất huyền phù dạng keo rắn (precursor) thành pha

lỏng dạng sol (solution) sau đó tạo thành pha rắn dạng gel (gelation) theo mô hình:

Tiền chất - sol - gel [77].

Tiền chất (precursor) là những phần tử ban đầu để tạo những hạt keo. Các

precursor có thể là muối vô cơ hoặc hữu cơ có công thức chung là M(OR)x.

Sol là hệ huyền phù trong một dung môi. Các hạt huyền phù có kích thước

trong khoảng 1-100 nm. Lực hấp dẫn trên các hạt này là không đáng kể và tương tác

giữa các hạt được chi phối bởi lực van der van. Sự ổn định của các hạt huyền phù có

thể thay đổi bằng cách giảm điện tích bề mặt của chúng.

Gel là trạng thái mà chất lỏng và rắn phân tán vào nhau trong đó một mạng

lưới chất rắn chứa các thành phần chất lỏng kết dính. Tăng nồng độ dung dịch, thay

đổi độ pH hoặc tăng nhiệt độ sẽ hạ hàng rào cản tĩnh điện cho các hạt tương tác để

các hạt kết tụ với nhau và tạo thành gel.

Tất cả các quá trình sol-gel có thể được phân thành 2 loại là loại trên cơ sở

nước hoặc trên cơ sở cồn. Mục đích chính của các dung môi là để hòa tan các tiền

chất rắn. Các dung môi này cũng được sử dụng để pha loãng tiền chất lỏng và giảm

thiểu tác động của gradient nồng độ. Dung môi sử dụng có thể ảnh hưởng đến các

yếu tố như nhiệt độ kết tinh và hình thái của hạt. Các phản ứng hóa học tham gia vào

một quá trình sol-gel là thủy phân và polyme hóa.

Phương pháp sol- gel thường bắt đầu với sự pha trộn của tiền chất trong một

dung môi. Sau đó, hỗn hợp này được ủ nhiệt (< 100 oC) để thúc đẩy sự hình thành

của các hợp chất mong muốn cũng như loại bỏ các tạp chất (thường là các dung môi

dư thừa). Đó là một giai đoạn cần thiết trong quá trình sol-gel gọi là giai đoạn phát

triển mầm (aging time). Tiếp theo đó, gel được sấy khô và nung ở nhiệt độ cao để

loại bỏ hết tạp chất và hình thành hợp chất mong muốn với độ tinh khiết cao [78].

Quá trình tạo lớp phủ bằng phương pháp sol-gel gồm 4 bước [79]:

+ Bước 1: Các hạt keo mong muốn từ các phân tử huyền phù precursor phân tán

vào một chất lỏng để tạo nên một hệ sol.

+ Bước 2: Sự lắng đọng dung dịch sol tạo ra các lớp phủ trên đế bằng cách phun,

nhúng, quay…

+ Bước 3: Các hạt trong hệ sol được polymer hoá thông qua sự loại bỏ các thành

phần ổn định hệ và tạo ra hệ gel là một mạng lưới liên tục.

+ Bước 4: Cuối cùng là quá trình xử lí nhiệt, phân hủy các thành phần hữu cơ, vô

cơ còn lại và tạo nên một màng tinh thể hoặc vô định hình.

Hình 1.16. Sơ đồ tổng hợp hydroxyapatite (HA) bằng phương pháp sol-gel [80]

Trong chế tạo lớp phủ HA bằng phương pháp sol-gel, các tiền chất có thể được

pha trộn với nhau trong một dung môi ethanol. Các sol được phủ lên trên chất nền bằng

cách quét, quay hoặc nhúng. Sau khi làm nóng sol và loại bỏ các dung môi, gel HA còn

lại được nung để đảm bảo độ tinh khiết. Tuy nhiên, các đặc tính lớp phủ có thể rất khác

nhau tùy thuộc vào các tiền chất sử dụng, các thông số xử lý được lựa chọn cho sol,

nhiệt độ, khí dùng để xử lý nhiệt cho gel [7, 30, 80-85]. Bởi vì kỹ thuật này đòi xử lý

ở nhiệt cao do đó gây ra quá trình oxy hóa bề mặt kim loại nền.

Ưu điểm của phương pháp sol-gel

So với các phương pháp chế tạo màng mỏng thông thường thì phương pháp

sol-gel có một số ưu điểm như sau [85]:

- Tinh thể có kích thước nhỏ (nano).

- Lớp phủ có độ đồng nhất hóa học và độ tinh khiết cao.

- Lớp phủ có cấu trúc hạt mịn và đồng nhất.

- Dễ dàng áp dụng cho các hình dạng nền phức tạp.

- Chi phí thấp, thiết bị đơn giản.

- Chiều dày của lớp phủ có thể thay đổi dễ dàng.

- Lớp phủ có thể làm khô nhanh chóng.

Nhược điểm: Dễ bị rạn nứt khi xử lí ở nhiệt độ cao

Hơn nữa bằng phương pháp này có thể dễ dàng tạo lớp phủ HA và dẫn xuất

của HA là FA hoặc FHA (F thay thế nhóm OH) bằng cách thay đổi các tiền chất.

Các hướng nghiên cứu về lớp phủ HA bằng phương pháp sol-gel hiện nay bao

gồm:

- Nghiên cứu thay đổi tính chất của sol bằng cách thay đổi thời gian phát triển

mầm, thay đổi pH, thay đổi nhiệt độ của dung dịch Sol…như các nghiên cứu của Kim

[12, 57, 61]. Tính chất sol được cải thiện với việc bổ sung dung dịch NH4OH do nó

làm tăng quá trình keo hóa và trùng hợp của Sol [11].

- Nghiên cứu thay đổi các tính chất của lớp phủ bằng cách thay đổi thành phần

tiền chất, thay đổi bề mặt nền kim loại [11, 58, 86].

Tuy nhiên, hiện nay vẫn còn tồn tại một số vấn đề chính như sau:

- Độ bền bám dính của lớp phủ chưa cao, hầu hết các công bố cho thấy độ bền

bám dính dao động trong khoảng dưới 10 MPa đến khoảng 20 MPa [59, 87,

88].

- Độ bền hóa học của lớp phủ HA vẫn đang là các vấn đề được các nhà khoa

học quan tâm nghiên cứu [4, 60].

Trên thế giới hiện nay, các lớp phủ HA đã được nghiên cứu rộng rãi và được chế tạo

bằng nhiều phương pháp khác nhau. Mỗi phương pháp nghiên cứu đều có ưu và

nhược điểm nhất định. Do đó, tùy từng trường hợp cụ thể để lựa chọn phương pháp

chế tạo thích hợp cũng như khắc phục nhược điểm của từng phương pháp để tạo ra

những sản phẩm như mong muốn. Gần đây một số nghiên cứu đã chỉ ra rằng lớp phủ

HA bằng phương pháp sol-gel trên nền vật liệu titan có độ bền cơ học, độ ổn định

pha, khả năng tương thích sinh học cao trong các môi trường dịch giả cơ thể người.

Tại Việt Nam, việc nghiên cứu sử dụng vật liệu HA cho mục đích y sinh cũng đang

được các nhà khoa học quan tâm. Hiện nay, các nghiên cứu chế tạo HA phổ biến tập

trung ở dạng bột để cung cấp cho ngành thực phẩm chức năng như các nghiên cứu tại

Viện Hóa học, Viện Hàn lâm khoa học và công nghệ Việt Nam (Từ năm 2005 đến

nay). Một số các đơn vị khác cũng đã nghiên cứu phát triển HA dạng màng để phục

vụ cho ứng dung y sinh bao gồm: Viện Công nghệ xạ hiếm (Năm 2003) đã triển khai

đề tài chế thử gốm xốp HA theo công nghệ của Italia và đã thử nghiệm thành công

trên động vật, Trường Đại học Bách khoa Hà Nội đã có nghiên cứu và công bố kết

quả sơ bộ về phương pháp tổng hợp HA dạng bột và màng bằng phương pháp kết tủa

hóa học, Viện Kỹ thuật nhiệt đới đã nghiên cứu chế tạo lớp phủ HA bằng phương

pháp điện hóa (kết tủa catôt) trên nền thép không gỉ thực hiện từ năm 2013[13], Viện

nghiên cứu Thành Tây cũng đang tiến hành nghiên cứu vật liệu y sinh ứng dụng trong

công nghệ chấn thương chỉnh hình và chế tạo xương nhân tạo trên cơ sở nền kim loại

magie. Gần đây nhất, đề tài luận án : “Tổng hợp và đặc trưng màng hydroxyapatitpha

tạp một số nguyên tố vi lượng trên nền thép không gỉ 316L định hướng ứng dụng làm

nẹp vít xương” đã bảo vệ thành công tại Học viện Khoa học và Công nghệ, Viện Hàn

lâm Khoa học và Công nghệ Việt Nam, năm 2018 với nội dung chính là kết hợp hai

phương pháp: điện hóa và trao đổi ion để tổng hợp màng NaHAp pha tạp đồng thời

các nguyên tố vi lượng: Mg, Sr, Na, F, Cu, Ag và Zn. Sự có mặt 7 nguyên tố vi lượng

đã làm giảm độ hòa tan, tăng khả năng bảo vệ kim loại nền và tăng khả năng kháng

khuẩn [89]. Tuy nhiên, cho đến nay, chưa có công bố khoa học nào về chế tạo lớp

phủ HA và FHA trên nền vật liệu titan bằng phương pháp sol-gel. Do đó, để kế thừa

và phát huy những kết quả nghiên cứu của các tác giả đã công bố trên thế giới cũng

như khắc phục những vấn đề còn tồn tại, trong luận án này chúng tôi tiến hành nghiên

cứu chế tạo lớp phủ HA trên nền titan bằng phương pháp sol-gel, nâng cao độ bền

bám dính của lớp phủ bằng cách cải thiện cấu trúc bề mặt nền titan (tạo ra lớp phủ

TiO2 trung gian hoặc bằng titan xốp) và thay đổi thành phần hóa học của lớp phủ HA

bằng cách thay thế một phần hoặc toàn phần nhóm OH- của phân tử HA bằng nhóm

F-. Hơn nữa trong hầu hết các kết quả đã được công bố về chế tạo HA bằng phương

pháp sol-gel sử dụng tiền chất chứa P chủ yếu là TEP[ trietyl photphit-P(C2H5O)3 ][7,

11, 58, 83, 84, 90] hoặc P2O5 [91] và tiền chất chứa Ca là Ca(NO3)2. Trong thực tế cả

TEP và P2O5 đều chuyển hóa thành H3PO4 trong các phản ứng của quá trình hình

thành sol HA. Do đó, trong nghiên cứu này, chúng tôi sử dụng tiền chất chứa P từ

H3PO4 là nguồn hóa chất sẵn có và rẻ tiền để thay thế cho TEP (hóa chất hiếm trên

thị trường tại Việt Nam) hoặc P2O5 (dễ gây bỏng cho người dùng) trong khi vẫn giữ

nguyên tiền chất chứa Ca. Tính chất của vật liệu titan phủ HA và FHA được đánh giá

bằng các phương pháp hiện đại có độ tin cậy cao nhằm hướng đến mục đích ứng dụng

y sinh trong thực tế tại Việt Nam.

Một số kết luận chương I:

- Trong các vật liệu kim loại y sinh, vật liệu titan được quan tâm nghiên cứu

nhiều cho các ứng dụng chỉnh hình và nha khoa do có nhiều ưu điểm như: khả

năng chống ăn mòn, mài mòn và tính chất cơ học tốt, và mô đun đàn hồi và tỷ

trọng của nó còn gần giống với xương người.

- Vật liệu hydroxyapatite (HA) và dẫn xuất của HA có thành phần hóa học tương

tự như thành phần của khoáng xương và có khả năng kích thích sự phát triển

của các tế bào và mô xương, hỗ trợ sự mọc xương. Việc sử dụng lớp phủ HA

trên nền vật liệu titan đã đáp ứng được các yêu cầu khắt khe trong y tế. Do đó,

chúng được nghiên cứu nhiều trong các ứng dụng chỉnh hình, nha khoa.

- Lớp phủ HA và dẫn xuất của HA trên nền vật liệu titan có thể được chế tạo

bằng nhiều phương pháp khác nhau như: phun phủ plasma, bơm ion, sol-gel,

phủ điện di và phủ điện hóa.…Trong đó phương pháp sol-gel có nhiều ưu điểm

và vẫn chưa được quan tâm nghiên cứu trong ứng dụng chế tạo lớp tương thích

sinh học tại Việt Nam.

CHƯƠNG II. THỰC NGHIỆM VÀ PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU

2.1. Thiết bị và dụng cụ

 Các phép đo điện hóa được thực hiện trên thiết bị điện hóa Autolab PGSTAT-

302N, Metrohm/Hà Lan (Trung tâm Comfa -Viện Khoa học vật liệu - Viện

Hàn lâm Khoa học và Công nghệ Việt Nam.

 Thiết bị chụp ảnh hiển vi điện tử quét (SEM) S4800 (Hitachi, Nhật Bản) –

Viện Khoa học vật liệu.

 Thiết bị đo nhiễu xạ tia X (XRD) D8-Advance (Bruker – Đức) của Khoa Hóa

Trường Đại học Quốc gia Hà Nội.

 Thiết bị phân tích nhiệt trọng lượng và nhiệt vi sai Labsys EVO (Setaram

Instrumentation – Pháp) của Viện Khoa học vật liệu.

 Lò nung chuyên dụng 1100 oC Model L3/11 (Nabertherm – Đức) của Viện

Khoa học vật liệu.

 Tủ sấy (Memmert – Đức) của Viện Khoa học vật liệu.

 Cân điện tử 4 số BP210 (Sartorius – Đức).

 Máy khuấy từ IKA RCT basic, tốc độ khuấy từ 0÷1200 vòng/phút

 Bể siêu âm Ultrasonicsteri-Cleaner (ISO-9001/ISO13485).

 Máy gia công cơ khí chính xác CNC.

 Bình ổn nhiệt Trung quốc dung tích 20 lít

 Máy đo pH Ohaus ST20, Canada

 Nhiệt kế thủy ngân và hồng ngoại

 Dụng cụ khác: Kim tiêm (5 ml), găng tay y tế, bông băng, gạc y tế….

2.2. Hóa chất và vật liệu

Bảng 2.1. Hóa chất và vật liệu

TT Công thức Tên đầy đủ Nơi sản xuất Độ Tinh

khiết

Phốt pho peoxit Trung Quốc 1 95 % P2O5

Axit phốtphoric Merck 2 85 % H3PO4

Canxit nitơrat Merck 3 99,5 % Ca(NO3)2.4H2O

Etanol Merck 4 95 % C2H5OH

5 Amoni florua Merck 95 % NH4F

6 Amoni hydroxyt Merck 35 % NH4OH

7 NaCl Natri clorua Merck 99 %

8 Canxi clorua Merck 99,5 % CaCl2

9 KCl Kali clorua Merck 99,5 %

Natri hydrocacbonat Merck 99,5 % 10 NaHCO3

Ma giê sunfat Merck 99,8 % 11 MgSO4.7H2O

Kali dihydro phốt phát Merck 99,5 % 12 KH2PO4.H2O

Natri hydro phốt phát Merck 99,5 % 13 Na2HPO4.7H2O

Glucozo Merck 99,5 % 14 D-C6H12O6

15 HF Axit flohydric Merck 95,0 %

16 NaF Natri florua Merck 99,55 %

Natri sunfat Merck 99,8 % 17 Na2SO4

Axit Nitơ ric Merck 65 % 16 HNO3

Axit sunfuric Merck 98 % 17 H2SO4

18 Thuốc gây mê Rotexmedica, Trittau Đức 50 mg/10mL

19 Dung dịch khác Cồn 700, Betadine 10 Euro-Med,

%, NaCl 0,9 % Philippin

20 Titan tinh khiết Titan Merck 99,5 %

2.3. Chế tạo lớp phủ HA bằng phương pháp sol-gel

2.3.1. Chuẩn bị nền titan

Vật liệu titan dạng tấm tinh khiết thương mại (Commercially Pure Grade 2) có

thành phần hóa học như trên bảng 2.2 được cắt với đường kính ɸ 25,4 mm (để nghiên

cứu độ bền bám dính theo tiêu chuẩn ASTM F1044-99 [92]) và ɸ 15 mm cho các

nghiên cứu khác.

Bảng 2.2. Thành phần hóa học của kim loại nền titan

Nguyên tố

O N C H Fe Ti

0.250 0.030 0.080 0.015 0.300 99,325 % khối lượng

Các mẫu được gia công cơ học và mài bằng giấy nhám từ 240 – 800. Sau đó,

mẫu được tẩy sạch dầu mỡ và rung siêu âm trong dung dịch axêtôn 15 phút và rung

siêu âm trong dung dịch cồn tuyệt đối 15 phút. Cuối cùng, mẫu được rửa sạch bằng

nước cất và sấy 100 oC trong 24 giờ.

2.3.2. Quy trình chế tạo sol HA và FHA

2.3.2.1. Quy trình chế tạo sol HA

Quy trình chế tạo sol HA được thể hiện trên sơ đồ hình 2.1 theo các bước sau:

- Hòa tan 0,2 mol H3PO4 vào dung dịch 100 mL C2H5OH, khuấy trộn bằng

máy khuấy từ trong 3 giờ ở nhiệt độ phòng (dung dịch 1).

- Hòa tan 0,333 mol Ca(NO3)2.4H2O vào dung dịch 100 mL C2H5OH tiếp tục

khuấy bằng máy khuấy từ trong 3 giờ (dung dịch 2).

- Trộn dung dịch 1 và dung dịch 2 vào nhau, thu được hỗn hợp, tiếp tục khuấy

trộn hỗn hợp này trong 24 giờ ở nhiệt độ phòng.

-Thêm từ từ dung dịch NH4OH 1 M vào hỗn hợp dung dịch trên và khuấy đều

trong 3 giờ.

- Ủ hỗn hợp trong tủ sấy ở nhiệt độ 40 oC trong vòng 72 giờ tạo thành sol HA.

Hình 2.1. Sơ đồ quy trình chế tạo sol HA

2.3.2.2. Quy trình chế tạo sol FHA

Quy trình chế tạo Sol HA được thể hiện trên sơ đồ hình 2.2 theo các bước sau:

- Hòa tan 0,2 mol H3PO4 vào dung dịch 100 mL C2H5OH thêm dần dần NH4F

với tỉ lệ phần mol của P/F lần lượt là 12 ; 6 ; 4 ; 3 để được các sol có thành phần tương

ứng với công thức lần lượt là Ca10(PO4)6(F0.5OH1.5), Ca10(PO4)6(FOH),

Ca10(PO4)6(F1.5OH0.5), Ca10(PO4)6(F2) bằng cách thay thế nhóm OH của sol HA bằng

nhóm F- với tỉ lệ phần mol OH/F tương ứng là 1,5/0,5; 1/1; 0,5/1,5 và 0/2 khuấy trộn

bằng máy khuấy từ trong 3 giờ ở nhiệt độ phòng (dung dịch 1).

- Hòa tan 0,333 mol Ca(NO3)2.4H2O vào dung dịch 100 mL C2H5OH tiếp tục

khuấy bằng máy khuấy từ trong 3 giờ (dung dịch 2).

- Trộn dung dịch 1 vào dung dịch 2, thu được hỗn hợp chứa các tiền chất Ca,

P, F, tiếp tục khuấy trộn hỗn hợp này trong 24 giờ ở nhiệt độ phòng.

-Thêm từ từ dung dịch NH4OH 1 M vào hỗn hợp dung dịch trên và khuấy đều

trong 3 giờ để đạt được pH mong muốn.

- Ủ hỗn hợp trong tủ sấy ở nhiệt độ 40 oC trong vòng 72 giờ tạo thành sol FHA.

Hình 2.2. Sơ đồ quy trình chế tạo sol FHA

2.3.3. Chế tạo lớp phủ HA và FHA lên nền vật liệu titan

Hình 2.3. Sơ đồ chế tạo lớp phủ HA và FHA trên nền titan

Sau khi chuẩn bị được sol HA và sol FHA bắt đầu tiến hành chế tạo lớp phủ

HA lên nền vật liệu titan theo các bước như trên hình 2.3 bao gồm:

- Tiến hành phủ sol HA lên nền vật liệu titan bằng phương pháp quét.

- Quay li tâm để san phẳng bề mặt mẫu, sấy khô ở nhiệt độ 80 oC trong 1 giờ.

Sau đó, để nguội ở nhiệt độ phòng trong vòng 1 giờ và phủ lặp lại nhiều lần.

- Kết thúc quá trình tạo lớp phủ lên bề mặt Ti, các mẫu được tiến hành nung

trong không khí với nhiệt độ từ 500 – 1000 oC.

Sau khi nung, các mẫu titan phủ HA và FHA được phân tích, đánh giá các đặc

trưng tính chất.

2.4. Phương pháp nghiên cứu đánh giá tính chất của lớp phủ

Để nghiên cứu ứng dụng các vật liệu implant thì việc đánh giá tính chất của

vật liệu là hết sức quan trọng đặc biệt là các tính chất của vật liệu khi ngâm trong môi

trường dịch giả người. Hiện nay, các phương pháp nghiên cứu đánh giá tính chất của

lớp phủ tương thích HA trên vật liệu implant được chia làm 3 nhóm chính:

+ Phương pháp đánh giá các tính chất vật lý và cơ học của vật liệu bao gồm đánh

giá thành pha, cấu trúc bề mặt, thành phần hóa học của lớp phủ, độ bám dính… sử

dụng các phương pháp như: X-ray, SEM, EDS, kéo đứt…

+ Phương pháp đánh giá khả năng chống ăn mòn sử dụng phương pháp đo điện

hóa như: phổ tổng trở và đường cong phân cực anốt.

+ Phương pháp đánh giá khả năng tương thích sinh học bằng các thử nghiệm in-

vitro and in-vivo.

2.4.1. Phương pháp đánh giá các tính chất vật lý và cơ học

2.4.1.1. Phương pháp phân tích nhiệt vi sai và nhiệt trọng lượng

Phương pháp phân tích nhiệt vi sai (DTA) và nhiệt trọng lượng (TGA) được

sử dụng để nghiên cứu khoảng nhiệt độ phân huỷ các tiền chất, sự chuyển pha và hình

thành hợp chất mới... Các phương pháp này cho biết quá trình phân huỷ là toả nhiệt

hay thu nhiệt, nhiệt độ phân huỷ của các chất và sự biến đổi trọng lượng mẫu khi

nhiệt độ nung thay đổi [61, 93, 94]. Trong nghiên cứu này, hỗn hợp sol được nung từ

nhiệt độ phòng đến 1000 oC trong môi trường không khí với tốc độ tăng nhiệt là

10oC/phút trên thiết bị Labsys EVO (Setaram Instrumentation – Pháp) của Viện Khoa

học vật liệu.

2.4.1.2. Phương pháp nhiễu xạ tia X

Phương pháp phân tích cấu trúc tinh thể bằng nhiễu xạ tia X (X-ray

diffraction) được sử dụng để nghiên cứu cấu trúc pha của lớp phủ.

Những đặc trưng quan trọng nhất của các giản đồ nhiễu xạ tia X là vị trí của

các vạch nhiễu xạ, cường độ vạch nhiễu xạ và đường cong phân bố của các vạch

nhiễu xạ đó. Bằng việc phân tích các giản đồ nhiễu xạ ta có thể thu được các thông

tin về định tính, định lượng pha tinh thể, xác định được hệ cấu trúc và các hằng số

mạng tinh thể... Trong nghiên cứu vật liệu implant, phương pháp nhiễu xạ tia X được

sử dụng để đánh giá cấu trúc và thành phần pha của lớp phủ. Trên cơ sở các pic đặc

trưng của ngân hàng phổ tiêu chuẩn có thể xác định được cấu trúc, thành phần pha,

dạng kết tinh của pha…[62, 65, 83, 85, 90, 94, 95].

Giản đồ XRD của mẫu HA được ghi trên máy D8–Advance 5005–tại Khoa

Hoá học, Trường Đại học Khoa học Tự nhiên, ĐHQGHN. Điều kiện ghi: ống phát

tia Rơnghen làm bằng Cu với bước sóng kα = 1,5406 Å, nhiệt độ 25 oC, góc quét 2θ

tương ứng với mỗi chất, tốc độ quét 0,02 0/s.

Hình 2.4. Giản đồ nhiễu xạ tia X của hydroxyapatite (theo tiêu chuẩn của JCPDS: 9-432)

2.4.1.3. Phương pháp đo độ nhám bề mặt (Kính hiển vi 3D)

Phương pháp này được dùng để đánh giá tính chất bề mặt của vật liệu chẳng

hạn như độ nhám, sự phá hủy bề mặt …dựa trên sự thay đổi màu sắc của ảnh chụp.

Nguyên tắc đo: Các dải ánh sáng từ thấu kính máy phát nằm rải rác trên bề

mặt vật thể đang được đo. Ánh sáng phản xạ được quan sát (thấu kính thu) và độ

chênh lệch độ nhấp nhô trên bề mặt vật thể làm cho các dải ánh sáng xuất hiện bị biến

dạng. Hình ảnh của những biến dạng này được thực hiện bằng cách sử dụng một cảm

biến CMOS, và các tính toán tự động được thực hiện để đo chiều cao nhấp nhô và vị

trí tại mỗi điểm.

Hình ảnh thu được là ảnh 3D theo một dải màu từ đỏ, cam, vàng, lục, lam

chàm, tím và màu sắc tuy thuộc vào độ nhấp nhô của mẫu. Hình thái bề mặt mẫu

được đo trên máy Keyence VR-3000, Nhật Bản.

2.4.1.4. Phương pháp hiển vi điện tử quét và phổ tán sắc năng lượng tia X

a. Phương pháp hiển vi điện tử quét (SEM)

Phương pháp hiển vi điện tử quét đã được sử dụng rộng rãi trong việc nghiên

cứu hình thái bề mặt mẫu, nhất là với nghiên cứu mẫu màng mỏng. Nguyên lý của

phương pháp: chiếu một chùm tia điện tử đi qua các thấu kính điện tử hội tụ thành

một điểm rất nhỏ chiếu lên bề mặt mẫu nghiên cứu. Khi chùm điện tử đập vào mẫu,

trên bề mặt mẫu phát ra các chùm điện tử thứ cấp. Mỗi điện tử phát xạ này qua gia

tốc điện thế đi vào phần thu sẽ biến đổi thành một tín hiệu ánh sáng, tín hiệu được

khuếch đại, đưa vào mạng lưới điều khiển tạo độ sáng trên màn ảnh. Độ sáng tối trên

màn ảnh phụ thuộc vào lượng điện tử thứ cấp phát ra tới bộ thu và phụ thuộc hình

dạng bề mặt mẫu nghiên cứu. Ảnh SEM của các mẫu vật liệu phủ HA và FHA được

chụp trên thiết bị S4800 của hãng Hitachi, Nhật Bản, Viện khoa học vật liệu, Viện

Hàn lâm khoa học và công nghệ Việt Nam với độ phóng đại từ 100 đến 200.000 lần.

Trong nghiên cứu lớp phủ HA trên nền titan sử dụng phương pháp SEM để nghiên

cứu hình thái học, kích thước hạt và dạng kết tinh của lớp phủ HA, FHA [53, 80, 96-

98].

b. Phổ tán sắc năng lượng tia X (Energy Dispersive X-ray)

Phương pháp phổ tán xạ năng lượng tia X là kỹ thuật phân tích thành phần hóa

học của vật rắn dựa vào việc ghi lại phổ tia X phát ra từ vật rắn do tương tác với

các bức xạ (chủ yếu là chùm điện tử có năng lượng cao trong các kính hiển vi điện

tử). Tần số tia X phát ra là đặc trưng với nguyên tử của mỗi chất có mặt trong chất

rắn. Việc ghi nhận phổ tia X phát ra từ vật rắn sẽ cho thông tin về các nguyên tố hóa

học có mặt trong mẫu đồng thời cho các thông tin về tỉ phần các nguyên tố này.

Trong nghiên cứu lớp phủ HA nền titan, phương pháp này được sử dụng để

xác định tỉ lệ thành phần của Ca và P và các thành phần nguyên tố khác trên thiết bị

S4800 của hãng Hitachi, Nhật Bản, Viện khoa học vật liệu, Viện Hàn lâm khoa học

và công nghệ Việt Nam.

2.4.1.5. Phương pháp đo độ bền bám dính

Trong công nghệ chế tạo lớp phủ, độ bền bám dính là một trong những đặc trưng

tính chất quan trọng của lớp phủ bởi nó ảnh hưởng đến hiệu suất làm việc và quyết

định tuổi thọ làm việc của lớp phủ. Do đó việc đánh giá độ bền bám dính có ý nghĩa

quan trọng [87, 99, 100]. Ngày nay, có nhiều phương pháp đánh giá độ bền bám dính

của phủ như: phương pháp kéo, phương pháp sử dụng tia laser, phương pháp rạch,

phương pháp vết lõm. Trong nghiên cứu độ bền bám dính của HA trên nền vật liệu

Ti, chúng tôi đã sử dụng hai phương pháp bao gồm: phương pháp kéo đứt và phương

pháp rạch.

a. Phương pháp kéo đứt (pull-off)

Phương pháp kéo đứt được sử dụng để đánh giá các lớp phủ có độ bền bám

dính không quá lớn, theo nguyên lý sử dụng lực kéo để phá vỡ liên kết giữa lớp phủ

và nền kim loại sử dụng máy đo độ bền bám dính PosiTest® AT (V.5.2), Mỹ. Nguyên

tắc hoạt động: sử dụng một kẹp cố định để tránh sự lệch hướng trong quá trình thử

nghiệm. Dolly là bộ phận tiếp xúc với mẫu làm bằng nhôm với đường kính 20 mm

được dán lên bề mặt lớp phủ bằng epoxy (Epoxy Adhesives Araldite® 2011-A/B) và

áp tải trọng 2N tại nhiệt độ phòng trong 24 giờ. Trong thử nghiệm, dolly được kéo

với tốc độ là 4,0 MPa/s cho đến khi lớp phủ bị phá hủy. Các kết quả lực bám dính sẽ

được ghi nhận và lấy giá trị trung bình của ít nhất 3 lần thí nghiệm và được tiến hành

tại Viện NIMS, Nhật Bản theo tiêu chuẩn ASTM F1044 – 99.

b. Phương pháp rạch (Scratch test)

Là phương pháp được sử dụng phổ biến để đánh giá độ bền bám dính của lớp

phủ. Phương pháp này được đánh giá thông qua lực rạch của mũi nhọn bằng kim

cương với kích thước khoảng 100-200 µm. Lực trên đầu mũi nhọn được tăng dần đều

đến một giá trị nhất định. Sau đó vết rạch được quan sát trên kính hiển vi quang học

để xác định vết bong tróc của lớp phủ.Trong nghiên cứu này, phương pháp rạch được

sử dụng để đánh giá độ bền bám dính của lớp phủ anốt hóa nền titan. Thiết bị Scratch

test ST30, Đức được sử dụng với các thông số như sau: giá trị của tải được tăng dần

từ 0,1N đến 30N với tốc độ 0,1 mm/s, chiều dài di chuyển 10 mm với mũi nhọn bằng

kim cương với kích thước 100 µm và được tiến hành tại Viện NIMS, Nhật Bản.

2.4.2. Phương pháp điện hóa trong đánh giá tính chất ăn mòn

2.4.2.1.Hệ đo điện hóa ba điện cực và cách chuẩn bị mẫu đo

Thiết bị đo điện hóa gồm ba bộ phận: hệ điện cực, máy đo và máy tính. Hệ

điện cực sử dụng cho các phép đo điện hóa gồm ba điện cực:

 Điện cực làm việc (W): mẫu titan có và không có lớp phủ HA, FHA.

 Điện cực so sánh (R): điện cực Ag/AgCl/Cl- bão hòa (ESHE = 0,197).

 Điện cực đối (C): điện cực Pt.

Hình 2.5. Sơ đồ hệ thống đo điện hóa

Về mặt nguyên tắc, thiết bị potentiostat cho phép dòng điện đi qua điện cực

làm việc và điện cực đối, thông qua dung dịch điện ly. Điện thế được đo giữa điện

cực làm việc và điện cực so sánh, dòng điện được đo giữa điện cực làm việc và điện

cực đối.

2.4.2.2. Phương pháp đo tổng trở

Tổng trở điện hóa là phương pháp nghiên cứu không phá hủy mẫu và được sử

dụng để nghiên cứu động học và cơ chế các quá trình điện hóa xảy ra trên bề mặt

phân chia pha giữa kim loại/dung dịch điện ly.

Nguyên lí phương pháp là áp một dao động biên độ nhỏ xoay chiều hình sin

đi qua một hệ điều hòa. Trong mạch sẽ xuất hiện một dòng U0, tần số góc

nhưng lệch pha một góc so điện đáp ứng hình sin có biên độ I0 cùng tần số góc

với điện thế đưa vào. Do sự lệch pha và tổng trở của hệ thống điều hòa cho phép

phân tích sự đóng góp của các qúa trình khuyếch tán, động học, lớp kép, phản ứng

hóa học vào quá trình điện cực.

Việc sử dụng một dòng xoay chiều áp lên mẫu có thể cho ta những thông tin

về trạng thái bề mặt mẫu. Bề mặt mẫu ở bất cứ một tần số nào đã cho đều thể hiện

như là mạch của điện trở và tụ điện và do đó ta có thể đo đạc được và phân tích được

tổng trở. Sự phản hồi của bề mặt liên quan đến tính chất ăn mòn của bề mặt và thường

được sử dụng để dự đoán tính chất bề mặt và giải thích cơ chế ăn mòn của vật liệu.

Trong nghiên cứu này, phổ tổng trở của các mẫu đo trong dung dịch SBF có

thành phần như trong bảng 2.3 và được quét với tần số từ 10 kHz đến 10 mHz, biên

độ điện thế 10mV để đánh giá được khả năng chống ăn mòn của vật liệu phủ HA và

FHA và cơ chế hình thành màng apatit theo thời gian ngâm mẫu.

2.4.2.3. Phương pháp đo đường cong phân cực anốt (Potentiodynamic)

Phương pháp đo đường cong phân cực Potentiodynamic được dùng để xác

định tốc độ hoà tan đối với một hệ kim loại- điện ly trên một khoảng điện thế nào đó.

Sơ đồ đường cong phân cực anốt được minh họa trong hình 2.6. Quá trình quét bắt

đầu từ điểm 1 và theo hướng điện tích dương cho đến khi chấm dứt tại điểm 2. Tại

điện thế mạch hở ở điểm A, tổng tốc độ phản ứng anốt và catốt trên bề mặt điện cực

bằng không. Kết quả là dòng điện đo được sẽ gần bằng không. Khi điện thế tăng lên

và chuyển sang khu vực B, đó là khu vực hoạt động. Trong khu vực này, phản ứng

chi phối cả quá trình là phản ứng oxy hóa kim loại. Điểm C được gọi là điện thế thụ

động và áp một điện thế cao hơn điện thế này thì mật độ được xem là giảm khi điện

thế tăng (vùng D) cho đến khi đạt được mật độ dòng thụ động thấp (Vùng thụ động -

Vùng E). Khi điện thế đạt đến giá trị dương đủ lớn (Điểm F), dòng điện tăng nhanh

(vùng G). Sự gia tăng này có thể là do một số hiện tượng, tùy thuộc vào hợp kim và

môi trường. Đối với một số hợp kim, điển hình là những hợp kim có lớp oxit bảo vệ

tốt, chẳng hạn như titan, dòng điện tăng đột ngột là do sự giải phóng oxy.

Tốc độ ăn mòn được tính từ đường cong phân cực anốt. Đối với các phản ứng

khống chế chuyển khối diễn ra với tốc độ thấp hơn nhiều so với tốc độ giới hạn thì

mật độ dòng có thể được biểu thị dưới dạng hàm của quá thế η.

Trong đó η = Eáp-Emạch hở như sau:

η = β log i /i0

Biểu thức này được gọi là phương trình tafel, trong đó ß là độ dốc tafel, i là

mật độ dòng điện áp dụng và i0 mật độ dòng trao đổi (tốc độ phản ứng tại điện thế

thuận nghịch). Do đó, độ dốc tafel cho các phản ứng anốt và catốt xảy ra ở mạch hở

có thể được lấy từ các vùng tuyến tính của đường cong phân cực, như được minh họa

trong hình 2.6. Khi độ dốc được thiết lập, có thể ngoại suy trở lại từ cả hai khu vực

anốt và catốt đến điểm mà tốc độ phản ứng anốt và catốt là tương đương. Mật độ

dòng tại thời điểm đó là mật độ dòng ăn mòn (icor) và điện thế là điện thế ăn mòn

(Ecor). Từ đường cong phân cực anốt có thể tính được các thông số điện hóa như: điện

thế ăn mòn, mật độ dòng ăn mòn [51, 73].

Hình 2.6. Đường cong phân cực anốt: a-đường cong phân cực anốt có thụ động và b-đường

cong tafel [101]

Để đánh giá khả năng chống ăn mòn của vật liệu có và không có lớp phủ HA

ở các chế độ nung khác nhau, tiến hành đo đường cong phân cực anốt trong khoảng

điện thế từ -250 mV so với điện thế mạch hở đến 1600 mV, với tốc độ quét thế 1

mV/s trong dung dịch Ringer có thành phần: NaCl 8,6 g/L; CaCl2.2H2O; 0,33 g/L;

KCl 0,3 g/L [102]. Từ đường cong phân cực anốt có thể so sánh, đánh giá được khả

năng chống ăn mòn của vật liệu titan phủ HA.

2.4.3. Các phương pháp đánh giá khả năng tương thích sinh học

2.4.3.1. Đánh giá thử nghiệm in-vitro

Khả năng tương thích sinh học của mẫu titan phủ HA và FHA được đánh giá

bằng các thử nghiệm in-vitro của vật liệu khi ngâm trong dung dịch giả cơ thể người

SBF theo thời gian trong điều kiện nhiệt độ 37 oC ± 1 oC và pH khoảng 7,2 - 7,3 [103,

104]. Các mẫu titan phủ HA và FHA có kích thước ϕ15 mm x 2 mm được ngâm

trong 200 mL dung dịch SBF có thành phần như trên bảng 2.3 [105].

Các chỉ tiêu được đánh giá sau khi thử nghiệm bao gồm:

+ Hình thái học bề mặt, thành phần hóa học, cấu trúc pha của lớp phủ

+ pH, thành phần hóa học của dung dịch SBF

+ Đánh giá các quá trình lý hóa theo thời gian ngâm trong dung dịch SBF

Kết quả thu được cho phép giải thích quá trình hình thành hoặc phân hủy của

màng apatit và khả năng chống ăn mòn của vật liệu trong môi trường dịch giả cơ thể

người.

Bảng 2.3. Thành phần dung dịch SBF

Hóa chất và điều kiện Nồng độ (g/L)

NaCl 8,8

KCl 0,4

0,14 CaCl2

0,35 NaHCO3

0,2 MgSO4.7H2O

0,1 KH2PO4.H2O

0,06 Na2HPO4.7H2O

Glucozo 1,00

pH 7,2

Nhiệt độ 37 oC

2.4.3.2. Đánh giá thử nghiệm in- vivo trên động vật

Phương pháp thử nghiệm in-vivo được tiến hành trên cơ thể động vật để đánh

giá khả năng tương thích sinh học của vật liệu cấy ghép [11, 40, 50, 106].

a. Đối tượng nghiên cứu

Đối tượng nghiên cứu là 6 cá thể thỏ khỏe mạnh, tuổi trung bình từ 10 đến 12

tháng, cân nặng khoảng 1,8 đến 2,2 kg. Thỏ được phẫu thuật bộc lộ xương đùi và

được đặt nẹp vít bằng vật liệu titan xốp có và không có lớp phủ HA.

Sau phẫu thuật con vật được theo dõi trong điều kiện vô trùng tiêu chuẩn đến

khi chúng tỉnh táo. Sau đó, vết thương được rửa và thay băng hàng ngày đến khi vết

thương khô, không ra dịch.

Hình 2.7. Thử nghiệm cấy ghép trên xương đùi thỏ

b. Phẫu thuật ghép nẹp vít vào xương đùi thỏ

- Thỏ được gây mê bằng dung dịch thuốc mê Ketamin tiêm bắp thịt (liều 6 mg/kg

và được đặt nằm nghiêng trên bàn mổ, vùng mặt ngoài của đùi sau được cạo sạch

lông và sát trùng bằng dung dịch cồn 700 và Betadine 10 %. Sau đó, rạch da vùng đùi

dài 5 cm, bóc tách vùng tổ chức dưới da để lộ rõ xương đùi, mở rộng vết mổ, tách cơ,

màng xương để làm sạch mặt trước xương đùi (khoảng 3 cm). Tiếp theo khoan 2 lỗ

(đường kính 2 mm, sâu hết vỏ xương) cách nhau 1,5 cm (tương ứng với lỗ khuyết

trên nẹp vít) trên bề mặt xương đùi.

- Đặt nẹp vít lên xương và bắt vít để nẹp ép chặt lên bề mặt xương đùi.

- Rửa vết thương bằng dung dịch thuốc kháng sinh Gentamycin sulphate 80 mg.

- Khâu vết thương theo từng lớp: lớp cân, cơ (bằng chỉ tự tiêu) tổ chức dưới da, da

(bằng chỉ không tiêu). Sát trùng da (bằng dung dịch Betadin 10 %) và đóng vết mổ.

Sau phẫu thuật, thỏ được chăm sóc trong điều kiện tiêu chuẩn, được theo dõi

cẩn thận cho đến khi tỉnh hoàn toàn, sau đó được đưa về chuồng nuôi và được theo

dõi trong suốt quá trình cấy ghép.

c. Một số chỉ tiêu đánh giá

- Đánh giá tình trạng tại chỗ vết mổ: quan sát, kiểm tra, đánh giá sự biến đổi

về màu sắc, mức độ chảy dịch, tổ chức dưới da tại vết mổ dọc theo mặt ngoài đùi,

đánh giá mức độ sưng nề của vết mổ.

- Các chỉ số huyết học: máu tĩnh mạch được lấy vào thời điểm lúc 8 giờ sáng

(trước khi ăn sáng) từ tai thỏ bằng bơm tiêm tiệt trùng và ống nghiệm đựng máu xét

nghiệm (được chống đông bằng EDTA). Sau đó, phân tích các chỉ số về hồng cầu,

Hb, bạch cầu, tiểu cầu.

- Hình ảnh đại thể về xương và vật liệu cấy ghép: Sau 3 tháng cấy ghép tiến

hành mổ, lấy vật liệu cấy ghép titan xốp có và không có lớp phủ HA, quan sát đánh

giá hình ảnh đại thể của xương đùi và vật liệu cấy ghép như: bề mặt xương và vật

liệu, tổ chức xương xung quanh vùng nẹp vít. Mẫu xương được cố định trong formon

và giữ ở tủ lạnh nhiệt độ từ 4 - 6 oC. Kết quả mô học được quan sát đánh giá dưới

kính hiển vi, quang học Leisca độ phóng đại 50 lần.

CHƯƠNG III. KẾT QUẢ VÀ THẢO LUẬN

3.1. Nghiên cứu chế tạo lớp phủ HA bằng phương pháp sol-gel

Trong nghiên cứu này, các điều kiện chế tạo lớp phủ HA trên nền vật liệu titan

bằng phương pháp sol-gel như pH của sol, độ nhớt của dung dịch, chế độ phủ và chế

độ nung mẫu được tập trung nghiên cứu nhằm tìm ra điều kiện tối ưu để chế tạo lớp

phủ HA trên nền titan.

3.1.1. Nghiên cứu đặc tính của sol

3.1.1.1. Nghiên cứu ảnh hưởng giá trị pH của sol đến sự hình thành pha

Trong phương pháp sol-gel chế tạo lớp phủ HA, thời gian phát triển mầm

(aging time) của hỗn hợp là rất cần thiết trước khi xử lý nhiệt để có được lớp HA chất

lượng tốt. Trong quá trình phát triển mầm, các tiền chất đã tham gia các phản ứng

trùng hợp và keo hóa. Các kết quả công bố của tác giả Kim [12] chỉ ra rằng thời gian

phát triển mầm từ 3 ngày đến 7 ngày và nhiệt độ để phát triển mầm khoảng 400C là

cần thiết để tạo ra sự keo hóa của sol, hình thành liên kết [–Ca–O–P–] và thúc đẩy sự

kết tinh hình thành HA của các lớp phủ sau khi xử lý nhiệt. Lớp phủ HA được chế

tạo bằng phương pháp sol-gel thường tạo thành các sản phẩm phụ (canxi oxit (CaO),

canxi cacbonat (CaCO3) và tricanxi phốt phát (TCP)) do tính không ổn định của sol

dẫn đến sự keo hóa không hoàn toàn. Do đó, cần cải thiện quá trình keo hóa của sol

để cải thiện tính chất của lớp phủ. Chẳng hạn như tính đồng nhất pha, độ ổn định cấu

trúc và tính toàn vẹn cơ học. Với mục đích cải thiện độ ổn định của sol HA và lớp

phủ, chúng tôi thêm vào dung dịch sol một lượng dung dịch amoni hydroxit (NH4OH)

1M để điều chỉnh pH và cải thiện độ sánh nhớt của dung dịch sol giúp cho việc chế

tạo mẫu trở nên dễ dàng và hiệu quả.

Trong nghiên cứu này, dung dịch sol HA được chế tạo từ hỗn hợp tiền chất

chứa 0,2 mol H3PO4 và 0,334 mol Ca(NO3)2.4H2O trong dung môi etanol. Dung dịch

NH4OH 1 M được thêm vào hỗn hợp sol HA để thay đổi khoảng pH từ 3 đến 9 và

được đo trên máy đo pH Ohaus ST20, Canada. Ảnh hưởng của pH đến sự hình thành

pha HA được nghiên cứu bằng phương pháp phân tích giản đồ nhiễu xạ tia X. Hình

3.1 là giản đồ nhiễu xạ tia X của các mẫu HA chế tạo từ các sol có giá trị pH khác

nhau. Từ giản đồ nhiễu xạ tia X, nhận thấy ở pH = 3, đã xuất hiện các pic đặc trưng

của HA ở góc 2θ khoảng 270, 310, 320, 340.

Hình 3.1. Giản đồ nhiễu xạ tia X với sự thay đổi pH của dung dịch

Tuy nhiên, bên cạnh các đỉnh HA, còn xuất hiện các đỉnh đặc trưng của hợp

chất α-TCP (Ca3 (PO4)2). Khi giá trị pH tăng, cường độ của các đỉnh HA tăng trong

khi cường độ của các đỉnh α-TCP giảm. Điều này có thể được giải thích từ các phản

ứng hình thành HA và α-TCP như sau:

10Ca(NO3)2 + 6H3PO4 + 20NH4OH ↔ Ca10(PO4)6(OH)2(HA)+ 20NH4NO3+18H2O

(3.1)

3Ca(NO3)2 + 2H3PO4 ↔ Ca3(PO4)2(α-TCP)+ 6HNO3 (3.2)

Theo lý thuyết về trạng thái cân bằng, ở giá trị pH cao tức là hàm lượng

NH4OH cao, phản ứng sẽ dịch chuyển theo chiều tạo ra HA như xảy ra ở phản ứng

(3.1) do đó, trên giản đồ nhiễu xạ tia X cường độ pic của HA tăng lên. Trong trường

hợp pH của dung dịch sol bằng 3 sẽ xảy ra phản ứng (3.2) khi có mặt ion H+ của môi

trường axit và tạo ra sản phẩm phụ là α-TCP. Do vậy trên giản đồ nhiễu xạ tia X

cường độ xuất hiện pic đặc trưng của α-TCP tương đối lớn.

Sự ảnh hưởng của pH đến sự hình thành HA có thể được giải thích rõ hơn theo

cơ chế như chỉ ra trên hình 3.2 [7].

Hình 3.2. Ảnh hưởng của pH đến sự hình thành HA.

Như vậy, khi pH tăng thì sự hình thành pha HA tăng lên. Dung dịch NH4OH

1 M được thêm vào hỗn hợp tiền chất của sol đã cải thiện tính chất của sol. Tăng hàm

lượng NH4OH làm tăng pH và tăng độ nhớt của dung dịch hỗn hợp, đặc biệt là đã ảnh

hưởng đến giai đoạn phát triển mầm [12]. Sự có mặt của NH4OH giúp cải thiện sự

trùng hợp, sự cô đặc (gel) của sol và dẫn đến thay đổi về cấu trúc của chúng. Sự cải

thiện quá trình gel hóa đã rút ngắn thời gian phát triển mầm tinh thể cho quá trình kết

tinh HA. Với các mẫu chế tạo tại các giá trị pH = 7 và pH = 9 của sol, cường độ các

pic HA của các mẫu khá lớn. Tuy nhiên, cường độ các pic của HA không có sự chênh

lệch nhiều giữa các giá trị pH này.

3.1.1.2. Nghiên cứu ảnh hưởng của pH đến độ nhớt của sol

Để chọn pH của sol phù hợp cho chế tạo lớp phủ HA bằng phương pháp sol-

gel thì ngoài thành phần pha, độ nhớt của dung dịch sol cũng rất quan trọng. Bởi vì,

nếu độ nhớt thấp thì lớp phủ khó bám dính với nền kim loại dẫn đến chúng có thể bị

bật ra khỏi nền khi thực hiện quay li tâm để san phẳng bề mặt lớp phủ. Ngược lại, nếu

độ nhớt quá cao, dung dịch đặc sánh, gây khó khăn cho việc phủ mẫu, cũng như khó

khống chế chiều dày của lớp phủ. Do đó, chúng tôi đã khảo sát ảnh hưởng độ nhớt

của dung dịch sol theo pH để tìm ra dung dịch phù hợp nhất vừa đảm bảo việc phủ

mẫu hiệu quả vừa có được lớp phủ chất lượng tốt.

Trong nghiên cứu này, độ nhớt của các sol HA chuẩn bị tại các giá trị pH= 3,

5, 7 và 9 đã được nghiên cứu qua thông số độ nhớt tương đối ηtđ. Giá trị độ nhớt của

các dung dịch sol được đo bằng phương pháp đo thời gian chảy của chất lỏng qua

ống mao quản nhớt kế Ostwald và được tính theo công thức:

ηtđ= tdd. ddd/ tdm.ddm

Trong đó: tdd là thời gian chảy của dung dịch sol HA ( s)

ddd là khối lượng riêng của HA (3,14 g/cm3)

tdm là thời gian chảy của dung môi etanol (s)

ddm là khối lượng riêng của dung môi (0,79 g/cm3)

Bảng 3.1. Độ nhớt của dung dịch sol theo pH

TT pH của sol Độ nhớt tương đối ηtđ

1 PH= 3 3,18

2 PH= 5 4,17

3 PH=7 5,13

4 PH= 9 6,49

Từ bảng 3.1, giá trị pH của dung dịch tăng thì độ nhớt tương đối của dung dịch

sol HA cũng tăng lên. Độ nhớt tương đối của dung dịch đạt được cao nhất tại pH=9 với

giá trị 6,49. Như vậy, khi thêm NH4OH vào hỗn hợp các tiền chất của canxi và phốt pho

không những làm thay đổi pH, thành phần pha mà còn làm thay đổi độ nhớt của sol. Sự

tăng độ nhớt của dung dịch sol theo hàm lượng NH4OH được giải thích theo cơ chế của

quá trình hình thành sol HA diễn ra khá phức tạp theo các phản ứng hóa học sau:

Đầu tiên, khi thêm dần dần dung dịch H3PO4 [công thức cấu tạo O=P(OH)3] vào

dung môi etanol và khuấy trộn tạo ra dung dịch tiền chất chứa P, sẽ xảy ra phản ứng:

O=P(OH)3+ x C2H5OH O=P(OC2H5)x(OH)3-x+ x H2O (3.3)

Sau đó, trộn dung dịch chứa tiền chất Ca2+ vào dung dịch tiền chất chứa P xảy ra

phản ứng hình thành các liên kết [-Ca-O-P] tạo ra các oligome như sau:

Ca2+ + 2 [O=P(OC2H5)x(OH)3-x] [O=P(OC2H5)x(O)3-x ]1-y-Ca-[P=O (OC2H5)x (O)3-

x]y+ 2(3-x) H+ (3.4)

Phản ứng 3.4 làm cho pH của dung dịch giảm đi do có sự sinh ra của ion H+. Sau

đó, khi thêm dung dịch NH4OH vào hỗn hợp tiền chất sẽ xảy ra phản ứng:

H+ + OH- H2O (3.5)

Đồng thời, sự có mặt của NH4OH góp phần làm tăng tốc độ phản ứng (3.4) tức

là cải thiện hiệu suất của phản ứng polyme hóa, làm tăng chuỗi liên kết [-Ca-O-P], và

dẫn đến tăng quá trình cô đặc do vậy độ nhớt của dung dịch sol tăng lên. Hơn nữa, sự

hình thành chuỗi liên kết (-Ca-O-P-) tăng lên làm cho khối lượng phân tử của hạt keo

tăng lên do đó độ nhớt của sol tăng lên. Tuy nhiên, với pH = 9, dung dịch sol có độ sánh

sệt lớn, gây khó khăn cho việc phủ mẫu. Ở pH = 7, độ nhớt của dung dịch sol là 5,13

tương ứng với hàm lượng NH4OH 1M khoảng 5 % theo thể tích (10 mL) và với độ nhớt

này quá trình phủ mẫu có thể tiến hành dễ dàng. Kết quả này cũng phù hợp với các kết

quả nghiên cứu của Kim [12], theo đó hàm lượng NH4OH 5

% là tối ưu để thu được lớp phủ có độ ổn định hóa học và độ đồng đều tốt nhất.

3.1.1.3. Nghiên cứu ảnh hưởng của pH đến cấu trúc bề mặt của lớp phủ

Để chọn pH của sol thích hợp nhất cho quá trình phủ lớp HA vừa đảm bảo dễ

dàng trong khâu chế tạo lớp phủ vừa có cấu trúc bề mặt đồng đều chúng tôi tiến hành

phủ mẫu bằng phương pháp quét dung dịch sol lên bề mặt nền titan với kích thước

ϕ15 mm x 2 mm và quan sát cấu trúc bề mặt của lớp phủ. Trong các nghiên cứu ban

đầu về lớp phủ HA trên nền titan, các Sol HA với pH từ 3 – 9 được phủ lên kim loại

nền titan và được nung tại nhiệt độ 800 oC ( như đã tham khảo trong các nghiên cứu

của tác giả Jafari [107]) với thời gian nung 1 giờ. Hình thái học bề mặt của các mẫu

được chụp ảnh hiển vi điện tử quét (SEM) và thể hiện trên hình 3.3. Với pH = 3 và

pH = 5, cấu trúc bề mặt của lớp phủ không đồng đều, xuất hiện nhiều đám kết tụ xốp

màu trắng. Những đốm trắng này có thể là do ở pH thấp đã xảy ra đồng thời các phản

ứng hình thành HA và α-TCP. Ở pH = 7, bề mặt mẫu là một cấu trúc đồng đều, hầu

như không còn dạng kết tụ xốp màu trắng và lớp phủ chắc đặc hơn. Tuy nhiên, pH

tăng đến 9, trên bề mặt mẫu có nhiều vết nứt lớn. Như vậy, với pH = 7 và pH = 9,

mặc dù không có sự khác biệt nhiều về thành phần pha của sol nhưng sự khác biệt

lớn về độ nhớt cũng như làm ảnh hưởng đáng kể đến cấu trúc bề mặt của lớp phủ HA.

Cụ thể là ở pH = 9 của sol, cấu trúc bề mặt có nhiều vết nứt lớn trong khi đó với pH

của sol bằng 7, tính chất của sol đã được cải thiện, dễ dàng trong việc phủ mẫu và lớp

phủ tạo thành có độ đồng đều cao nhất. Do đó, pH của dung dịch sol bằng 7 được

chọn để tiến hành chế tạo lớp phủ HA trong các nghiên cứu tiếp theo.

Hình 3.3. Hình thái bề mặt của các lớp phủ HA với pH của Sol thay đổi.

3.1.1.4. Ảnh hưởng của nhiệt độ nung đến sự phân hủy của sol HA

Ảnh hưởng của nhiệt độ nung đến cơ chế phân hủy các hợp chất cũng như cơ

chế tạo thành tinh thể HA được nghiên cứu bằng phân tích giản đồ DTA và TGA.

Hỗn hợp sol HA được nung từ nhiệt độ phòng đến 1000 oC trong môi trường không

khí với tốc độ gia nhiệt 10 oC/phút. Hình 3.4 là giản đồ DTA và TGA của sol HA.

Trên giản đồ cho thấy ở nhiệt độ khoảng 128 oC đến 252,7 oC, khối lượng mẫu

giảm mạnh đến 45 %. Quá trình này liên quan đến các quá trình bay hơi nước và đốt

cháy dung môi etanol dư thừa. Từ nhiệt độ 252,7 oC đến 536,36 oC, khối lượng mẫu

vẫn tiếp tục giảm tương ứng với giá trị khoảng 15 %. Ở khoảng nhiệt độ này, đã xảy

ra quá trình tách nước trong mạng tinh thể của HA. Các phân tử nước này là sản phẩm

của các phản ứng hóa học xảy ra giữa các tiền chất trong quá trình già hóa dung dịch 58

sol. Tại nhiệt độ 536,36 oC, xuất hiện một pic nhỏ đặc trưng cho một quá trình chuyển

pha tạo HA của các hợp chất Ca-P. Trong khoảng nhiệt độ 536,36 oC trở lên đến 1000

oC, mẫu hầu như không có sự thay đổi khối lượng. Điều này cho thấy quá trình tạo ra

HA đã kết thúc hoàn toàn [93, 108]. Từ giản đồ DTA và TGA có thể kết luận rằng

nhiệt độ nung thích hợp của quá trình tạo lớp phủ HA bằng phương pháp sol-gel cần

lớn hơn 500 oC.

Hình 3.4. Giản đồ DTA và TGA của dung dịch sol HA

3.1.2. Nghiên cứu ảnh hưởng của các thông số công nghệ chế tạo đến tính chất

của lớp phủ HA trên nền vật liệu titan

3.1.2.1. Xác định chiều dày của lớp phủ HA

Chiều dày của lớp phủ HA có ảnh hưởng đến các tính chất của lớp phủ và khả

năng chống ăn mòn của nền kim loại. Chiều dày thấp (cỡ vài nm) thì lớp phủ rất dễ

bị hòa tan trong các thử nghiệm cấy ghép vivo. Tuy nhiên, chiều dày quá lớn cũng

ảnh hưởng đến độ bền cơ học của lớp phủ. Hơn nữa, trong các nghiên cứu ứng dụng

y sinh, chiều dày của lớp phủ HA là một khoảng rất rộng từ cỡ nm đến hàng trăm µm

tùy thuộc vào vị trí cấy ghép cụ thể và chưa có nghiên cứu nào khẳng định chiều dày

tối ưu cho tất cả lớp phủ HA trên titan ứng dụng y sinh là bao nhiêu. Do vậy, chiều

dày của lớp phủ HA cần thiết cho mỗi ứng dụng cấy ghép là khác nhau và phụ thuộc

vào các thông số khác như: độ bền bám dính của lớp phủ, độ nhám bề mặt, độ xốp,

khả năng chịu ăn mòn, mài mòn... Ngoài ra, chiều dày của lớp phủ còn phụ thuộc vào

từng phương pháp chế tạo. Ví dụ, đối với phương pháp plasma chiều dày lớp phủ HA

đạt đến hàng trăm µm, trong khi phương pháp điện hóa chỉ cỡ nm. Đối với phương

pháp sol-gel, lớp phủ HA chế tạo được có chiều dày từ vài nm đến vài chục µm [9,

77, 81] và có thể dễ dàng điều chỉnh chiều dày của lớp phủ theo số lượng lớp sol. Do

đó, trong các ứng dụng y sinh, tùy thuộc vào các yêu cầu thực tế chúng ta có thể chọn

phương pháp chế tạo phù hợp để nhận được lớp phủ HA có chiều dày mong muốn.

Để nghiên cứu ảnh hưởng của số lớp sol phủ trên nền titan đến chiều dày lớp

HA, các mẫu titan đã được phủ với số lớp từ 5 đến 7 lớp sol. Sau mỗi lớp phủ, bề mặt

mẫu được san phẳng bằng cách quay li tâm trong 1 phút với tốc độ 200 vòng/phút.

Cuối cùng mẫu được sấy khô và nung ở nhiệt độ 800 oC trong 1 giờ. Sự chênh lệch

khối lượng của mẫu trước khi phủ và sau khi phủ (được nung ở nhiệt độ 800 oC) sẽ

được dùng để tính chiều dày trung bình của mẫu theo công thức sau:

Δm = m2-m1 (1)

Δm = v.d = s.l.d (2)

Do đó: l = m/s.d (3)

Trong đó: Δm là khối lượng của lớp phủ HA (g)

m1 là khối lượng của mẫu trước khi phủ (g)

m2 là khối lượng của mẫu sau khi phủ (g)

s là diện tích của mẫu titan phủ HA (cm2)

d: tỉ trọng của HA (d = 3,08 g/cm3)

l: chiều dày lớp phủ HA (cm)

Chiều dày thực tế của các lớp HA được đo trực tiếp trên ảnh SEM mặt cắt ngang

của các mẫu như trình bày trên hình 3.5. Chiều dày của mẫu tính toán theo lí thuyết

được so sánh đối chiếu với chiều dày thực tế và được chỉ ra trên bảng 3.2.

Bảng 3.2. Chiều dày trung bình của lớp phủ HA theo số lớp phủ sol HA khác nhau

Chiều dày trung bình (µm)

Số lớp phủ Tính toán Thực tế

5 lớp 15 14,6

6 lớp 18 19,4

7 lớp 21 21,0

Hình 3.5. Chiều dày của các lớp phủ HA

Như vậy, các kết quả trên bảng 3.2 cho thấy sự chênh lệch chiều dày lý thuyết

của mẫu và thực tế đo được trên kính hiển vi điện tử quét là không đáng kể. Tại cùng

điều kiện thí nghiệm, mỗi lớp sol sẽ tạo lớp HA có chiều dày khoảng 3 µm. Trong

các nghiên cứu tiếp theo của luận án này, để hoàn thiện công nghệ chế tạo lớp phủ

chúng tôi chọn một chiều dày cố định trong khoảng 14 - 15 µm, các thử nghiệm và

các đặc trưng tính chất của các lớp phủ sẽ được so sánh với cùng chiều dày.

3.1.2.2. Nghiên cứu ảnh hưởng của chế độ nung đến tính chất của lớp phủ HA

Trong nghiên cứu này, ảnh hưởng của nhiệt độ nung và thời gian nung đến các

tính chất của lớp phủ như: cấu trúc bề mặt, thành phần pha, khả năng chống ăn mòn

và độ bền bám dính của lớp phủ sẽ được thảo luận.

a. Ảnh hưởng của chế độ nung đến cấu trúc của lớp phủ

Từ các kết quả nghiên cứu trên sol HA, chúng tôi chọn khoảng nhiệt độ nung

lớp phủ HA trên nền titan bằng phương pháp sol-gel từ 500 đến 1000 oC. Các mẫu

phủ Sol HA được nung trong không khí tại các giá trị nhiệt độ 500, 600, 700, 800,

900 và 1000 oC trong thời gian 4 giờ. Tuy nhiên, tại nhiệt độ nung 1000 oC, các mẫu

phủ HA xảy ra hiện tượng bong, tách lớp phủ khỏi nền Ti. Do vậy, trên hình 3.6, chỉ

quan sát được hình thái bề mặt của Ti phủ HA với nhiệt độ nung thay đổi từ 500 oC

– 900 oC bằng kính hiển vi điện tử quét (SEM) với độ phóng đại 5000 lần.

Hình 3.6. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti theo nhiệt độ nung.

Trên hình 3.6, nhận thấy trong khoảng nhiệt độ từ 500 oC đến 700 oC, trên bề

mặt của lớp phủ HA vẫn tồn tại các hạt dạng hình cầu, chúng kết tụ thành từng đám

tạo nên bề mặt không đồng đều, thô và xốp. Hơn nữa, khi quan sát trên ảnh SEM với

độ phóng đại cao thể hiện ở hình 3.7 cho thấy, ở nhiệt độ nung 500 oC, các hạt HA

giống “hạt gạo” với kích thước rất nhỏ (cỡ vài nano) tụ thành từng đám với sự kết nối

rời rạc nhau.

Hình 3.7. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti với nhiệt độ nung 500 0C

Hình 3.8. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti với nhiệt độ nung 800 0C

Khi nhiệt độ nung tăng đến 800 oC, bề mặt lớp phủ HA trở nên chắc đặc nhưng

vẫn còn những vùng có đám hạt kết tụ rời rạc (như thể hiện trên hình 3.8). Khi nhiệt

độ nung tiếp tục tăng lên 900 oC, bề mặt mẫu không còn những đám hạt kết tụ rời rạc

và các hạt HA kết tinh với một hình thái khác biệt hoàn toàn so với các mẫu ở nhiệt

độ nung khác. Như vậy, khi tăng nhiệt độ nung, tại các biên hạt HA có xu hướng “tan

chảy” tạo ra các hạt có kích thước lớn hơn, kết dính lại với nhau. Lớp HA có cấu trúc

đồng đều, rắn chắc và ít lỗ xốp hơn như quan sát thấy trên hình 3.9 [83, 100, 109].

Hình 3.9. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti với nhiệt độ nung 900 0C

Như vậy, nhiệt độ nung làm thay đổi đáng kể cấu trúc của lớp phủ. Khi tăng

nhiệt độ nung, các hạt HA có xu hướng tan chảy và kết dính lại với nhau thành các

hạt có kích thước lớn hơn. Hiện tượng bong rộp, tách lớp khi nung ở 1000 oC là do ở

nhiệt độ nung cao, quá trình oxy hóa vật liệu nền titan diễn ra mạnh và lớp oxit TiO2

tạo thành có chiều dày lớn. Dưới ảnh hưởng của sự giãn nở nhiệt của vật liệu nền và

lớp phủ khác nhau nên khi để nguội trong không khí độ co ngót của chúng khác nhau

dẫn đến lớp phủ bị nứt, rộp và tách lớp [110].

Hình 3.10 là ảnh SEM trên mặt cắt ngang của mẫu ở nhiệt độ nung 900 oC

Trên ảnh SEM có thể quan sát thấy một cấu trúc 2 lớp được hình thành trên bề mặt

nền Ti. Kết quả phân tích EDS tại vị trí ¤1 đặc trưng cho lớp ngoài cùng chỉ ra rằng

thành phần % các nguyên tố Ca và P và O khá lớn với tỉ lệ Ca/P = 1,60. Điều này

chứng tỏ một lớp phủ HA đã hình thành trên bề mặt mẫu. Ngoài ra, kết quả EDS phân

tích tại lớp được đánh dấu như ở vị trí ¤2 cho thấy phần trăm nguyên tố chủ yếu là Ti

và O với giá trị tương ứng là 58,26 % và 34,69 %. Kết quả này chứng tỏ một lớp TiO2

ở trong đã được hình thành ngay sát nền do sự ôxy hóa nền titan ở nhiệt độ cao trong 64

môi trường không khí. Có thể nói, cấu trúc lớp phủ bao gồm 2 lớp: lớp TiO2 ở trong

(ngay sát nền Ti kim loại) và lớp HA ngoài cùng được hình thành trên nền vật liệu

titan bằng phương pháp sol-gel. Ở nhiệt độ nung cao, titan từ nền đã khuếch tán ra

ngoài và tạo liên kết với lớp phủ HA đồng thời các ion titan hình thành oxit titan

(TiO2) [109]. Tỷ lệ Ca/P thực tế (1,60) nhỏ hơn Ca/P theo lí thuyết (1,67) là do sự

xuất hiện một lượng nhỏ các pha khác của hợp chất Ca-P chẳng hạn như α-TCP hoặc

CaO.

Hình 3.10. Ảnh SEM trên mặt cắt ngang của mẫu được nung ở 900 0C

Bảng 3.3. Thành phần hóa học của lớp phủ

% nguyên tố

Vị trí C O Ca P Ti

12,13 43,3 25,53 15,91 3,13 ¤1

6,86 34,69 0,18 0,01 58,26 ¤2

Như vậy, tại nhiệt độ nung 900 oC, trên bề mặt mẫu hình thành một cấu trúc 2

lớp, bao gồm một lớp titan oxit bên trong và lớp phủ HA bên ngoài với các hạt HA

tan chảy và kết dính lại với nhau đồng đều.

Bên cạnh nhiệt độ nung thì thời gian nung cũng ảnh hưởng đến cấu trúc của

lớp phủ HA. Do vậy, hình thái học bề mặt của các lớp phủ HA chế tạo ở nhiệt độ

nung 900 oC với thời gian nung thay đổi từ 1 giờ đến 8 giờ cũng được nghiên cứu

bằng phương pháp chụp ảnh SEM và được chỉ ra trên hình 3.11.

Hình 3.11. Ảnh SEM bề mặt của các lớp phủ HA theo thời gian nung

Từ ảnh SEM có thể thấy rằng với thời gian nung 1 giờ, trên bề mặt của lớp

phủ HA thỉnh thoảng vẫn còn các hạt vô định hình kết tụ thành từng đám. Khi thời

gian nung tăng lên đến 2 giờ, 4 giờ, 6 giờ, 8 giờ sự nóng chảy và sự dính kết của các

hạt HA tăng lên. Trên bề mặt mẫu hầu như không còn những đám hạt vô định hình

kết tụ một cách rời rạc nữa mà chúng đã kết dính vào nhau thành một khối đồng nhất.

Tuy nhiên, hình ảnh bề mặt mẫu được thể hiện trên hình 3.12 với độ phóng đại thấp

hơn cho thấy, trên bề mặt các mẫu xuất hiện các vết nứt.

Hình 3.12. Ảnh vi nứt trên bề mặt của các lớp phủ HA theo thời gian nung

Trong đó, các mẫu được nung trong thời gian 6 giờ và 8 giờ xuất hiện các vết

nứt có kích thước lớn ( xấp xỉ 10 µm) trên bề mặt mẫu. Điều này có thể do khi thời

gian nung dài đã ảnh hưởng đến quá trình oxy hóa của nền titan làm cho lớp TiO2 dày

lên, đồng thời có sự chuyển pha của Ti từ pha α sang pha β ở nhiệt độ cao cũng ảnh

hưởng không tốt đến nền titan [107]. Mặt khác, sự co ngót của nền và lớp phủ khác

nhau dẫn đến sự phân tách giữa lớp HA và lớp TiO2, và làm cho các vết nứt xuất hiện

nhiều với kích thước lớn.

b. Ảnh hưởng của chế độ nung đến thành phần pha của lớp phủ

Ảnh hưởng của nhiệt độ nung đến thành phần pha của lớp phủ được nghiên

cứu bằng phướng pháp nhiễu xạ tia X.

Hình 3.13. Giản đồ nhiễu xạ tia X của mẫu HA theo nhiệt độ nung thay đổi và thời gian

nung 4 giờ

Hình 3.13 thể hiện giản đồ nhiễu xạ tia X của các lớp phủ HA tương ứng với

các nhiệt độ nung từ 500 oC tới 900 oC. Kết quả chỉ ra rằng, cường độ của các pic HA

tăng theo nhiệt độ nung. Trong khoảng từ 500 oC đến 800 oC, cường độ của các pic

HA không thay đổi đáng kể trong khi đó tại 900 oC cường độ các pic của HA khá lớn.

Bên cạnh đó còn xuất hiện các pic TiO2 với cường độ yếu. Sự xuất hiện các pic của

TiO2 là do quá trình ôxi hóa Ti nền khi nung mẫu ở nhiệt độ cao tạo thành lớp ôxit

mỏng giữa lớp phủ HA và nền như được chỉ ra trên ảnh SEM hình 3.10. Điều này

cũng được chỉ ra trong các nghiên cứu của tác giả Hassan Jafari [109].

Hình 3.14 thể hiện giản đồ nhiễu xạ tia X của các mẫu được nung ở nhiệt độ

900 oC với thời gian nung thay đổi từ 1 - 8 giờ. Kết quả chỉ ra rằng ở nhiệt độ 900 oC,

cường độ của các pic HA thay đổi không nhiều theo thời gian nung. Tuy nhiên, cường

độ các pic đặc trưng của TiO2 tăng lên đáng kể. Sự tăng lên của cường độ các pic

TiO2 là do quá trình oxy hóa nền titan tăng theo thời gian nung mẫu. Như vậy, nhiệt

độ nung ảnh hưởng lớn đến sự tạo thành pha HA và sự ôxy hóa nền titan. Khi tăng

nhiệt độ nung đến 900 oC thì cường độ các pic HA là lớn nhất. Trong khi kéo dài thời

gian nung sẽ làm cho cường độ pic của TiO2 tăng lên.

Hình 3.14. Giản đồ nhiễu xạ tia X của lớp HA với sự thay đổi thời gian nung

tại nhiệt độ 900 0C

c. Ảnh hưởng của chế độ nung đến độ bền bám dính của lớp phủ

Độ bền bám dính là một trong những yếu tố quan trọng nhất của các lớp phủ

bởi vì nó ảnh hưởng rất lớn đến hiệu suất làm việc và tuổi thọ của các vật liệu [111].

Đối với lớp phủ HA trên nền titan, bên cạnh độ ổn định hóa học (độ hòa tan), thì lực

bám dính giữa lớp phủ HA và kim loại nền rất quan trọng cho sự ổn định lâu dài của

vật liệu phủ HA khi được ứng dụng trong cơ thể người [91]. Các lớp phủ có độ bền

liên kết kém có thể dễ dàng tạo ra các mảnh vụn hoặc sự phân tách giữa lớp phủ và

kim loại nền tạo ra sự nới lỏng và cuối cùng là sự thất bại trong cấy ghép. Để nghiên

cứu ảnh hưởng của nhiệt độ nung đến độ bám dính, các lớp phủ HA được chế tạo

bằng phương pháp sol-gel với nhiệt độ thay đổi từ 500 oC đến 900 oC và thời gian

nung trong 4 giờ. Các mẫu sau đó được đo độ bền bám dính bằng phương pháp kéo

đứt (pull-out) theo tiêu chuẩn ASTM F1044-99 [92]. Các kết quả đo độ bền bám dính

được chỉ ra trên đồ thị hình 3.15. Có thể thấy rằng, khi tăng nhiệt độ nung mẫu, lực

bám dính của lớp phủ tăng lên rõ rệt. Lực bám dính của mẫu nung ở 500 oC là khá

thấp chỉ đạt 3,97 MPa. Điều này là do ở nhiệt độ thấp các hạt HA kết nối rời rạc với

nhau dẫn đến lực liên kết giữa các tinh thể HA với nhau thấp và lực liên kết với nền

titan cũng kém. Khi tăng nhiệt độ nung, sự kết dính giữa các hạt HA tăng lên đồng

thời lớp TiO2 mỏng được hình thành trong quá trình nung mẫu tạo ra một giao diện

đóng vai trò là lớp trung gian giúp khuếch tán các ion titan vào các tinh thể HA và

ngược lại. Sự khuếch tán các tinh thể HA đan xem vào lớp TiO2 tại giao diện này đã

làm tăng liên kết hóa học giữa lớp HA với nền kim loại và do đó lực bám dính của

mẫu tăng lên. Tại 900 oC, khả năng bám dính là tốt nhất với giá trị đạt được lên tới

8,60 MPa.

Hình 3.15. Độ bền bám dính của các lớp HA với nhiệt độ nung thay đổi

Ảnh hưởng của thời gian nung trong khoảng 1- 8 giờ đến độ bền bám dính

của lớp HA tại nhiệt độ 900 oC cũng được khảo sát. Các kết quả thử nghiệm kéo đứt

của các mẫu được chỉ ra trên hình 3.16. Nhìn chung trong khoảng thời gian từ 1 - 4

giờ, khi tăng thời gian nung, độ bền bám dính của lớp phủ cũng tăng lên nhưng với

thời gian nung 6 giờ và 8 giờ thì độ bền bám dính lại giảm xuống. Như vậy, khi thay

đổi thời gian nung làm thay đổi cấu trúc bề mặt lớp phủ. Sự cải thiện độ bền bám dính

của lớp phủ khi nung trong khoảng từ 1 giờ đến 4 giờ là do tăng độ kết dính giữa các hạt

HA trong cấu trúc lớp phủ và độ bền bám dính của lớp phủ kém đi trong khoảng 6 - 8

giờ gây ra bởi các vết nứt lớn trên bề mặt mẫu như đã quan sát trên ảnh SEM hình 3.12.

Hình 3.16. Độ bền bám dính của các lớp HA với thời gian nung thay đổi

Tóm lại, tại nhiệt độ nung 900 oC lớp phủ HA có độ kết dính cao nhất và tạo

liên kết hóa học tốt với nền titan trong khi đó thời gian nung 4 giờ là thích hợp để

được lớp phủ HA với độ bền bám dính cao.

d. Ảnh hưởng của chế độ nung đến khả năng chống ăn mòn

Đối với vật liệu cấy ghép implant kim loại ứng dụng trong cơ thể người, ngoài

độ bền cơ học thì khả năng chống ăn mòn và khả năng tương thích sinh học là vô

cùng quan trọng. Một vật liệu có độ bền cơ học tốt nhưng khả năng chống ăn mòn

kém, hay nói cách khác có sự phân hủy, giải phóng các ion kim loại độc hại cho cơ

thể thì sẽ ảnh hưởng xấu đến các mô tế bào xung quanh vật liệu cấy ghép và ảnh

hưởng lên chính vật liệu cấy ghép đó khi ứng dụng lâu dài trong cơ thể [9, 18, 112].

Do vậy, việc đánh giá khả năng chống ăn mòn của vật liệu kim loại cấy ghép là một

yêu cầu bắt buộc khi nghiên cứu vật liệu ứng dụng y sinh.

Để nghiên cứu ảnh hưởng của nhiệt độ nung đến khả năng chống ăn mòn của

vật liệu HA/Ti, các mẫu phủ HA/Ti được nung với khoảng nhiệt độ từ 500 oC đến

900 oC và thời gian nung 4 giờ, đã được tiến hành đo đường cong phân cực anốt trong

khoảng điện thế từ âm 250 mV so với điện thế mạch hở đến 1600 mV với tốc độ quét

thế 1 mV/s trong dung dịch Ringer [102]. Các kết quả đo được thể hiện như trên hình

3.17 và các thông số điện hóa thu được từ phép đo thể hiện trên bảng 3.4.

Hình 3.17. Đường cong phân cực anốt của HA/Ti trong dung dịch Ringer

Bảng 3.4. Thông số điện hóa của các mẫu với nhiệt độ nung thay đổi

Kí hiệu mẫu icorr(µA/cm2) Ecorr(mV)/ SHE

Ti pure 9,84 319

Ti-HA 500 oC 3,93 304

Ti-HA 600 oC 3,09 288

Ti-HA 700 oC 2,39 382

Ti-HA 800 oC 2,25 402

Ti-HA 900 oC 1,09 445

Các kết quả chỉ ra rằng, so với Ti nền không có lớp phủ, các đường cong phân

cực anốt của các mẫu phủ HA có xu hướng dịch chuyển về phía giảm mật độ dòng

ăn mòn (chuyển dịch sang bên trái). Mật độ dòng ăn mòn giảm từ 9,84 µA/cm2 với

mẫu Ti chưa phủ đến 3,93 µA/cm2 với lớp phủ HA/Ti nung ở nhiệt ở 500 oC. Khi tiếp 72

tục tăng nhiệt độ nung, mật độ dòng ăn mòn giảm xuống và đạt giá trị thấp đối với

mẫu HA/Ti nung tại 900 oC đạt khoảng 1,09 µA/cm2. Đồng thời, điện thế ăn mòn của

mẫu HA/Ti nung tại các nhiệt độ từ 700 oC đến 900 oC dịch chuyển về phía dương

hơn so với mẫu titan không có lớp phủ. Nhìn chung, sự có mặt của HA đã tạo ra một

lớp gốm cách điện che chắn cho nền và làm tăng khả năng chống ăn mòn cho nền

titan. Tăng nhiệt độ nung đến 900 oC thì lớp phủ kín khít hơn do sự kết dính của các

hạt HA tăng lên và sự thành của lớp TiO2 ngay sát nền kim loại cũng làm tăng khả

năng che chắn cho titan và do đó làm tăng khả năng chống ăn mòn của vật liệu titan

phủ HA.

Như vậy, lớp phủ HA đã giúp cải thiện khả năng chống ăn mòn của vật liệu

HA/Ti đáng kể, trong đó các mẫu nung ở khoảng nhiệt độ 900 oC có khả năng chống

ăn mòn tốt nhất.

Sự ảnh hưởng của thời gian nung đến khả năng chống ăn mòn của vật liệu titan

phủ HA cũng được nghiên cứu và đánh giá. Đường cong phân cực anốt của các mẫu

HA/Ti nung tại 900 oC với các thời gian nung thay đổi trong khoảng 1 - 8 giờ thể hiện

như hình 3.18. Các thông số điện hóa tính được từ phần mềm trên máy Autolab –

Nova 1.10 và được chỉ ra trên bảng 3.5.

Với mẫu HA/Ti nung trong thời gian 4 giờ, mật độ dòng ăn mòn giảm đến hơn

3 lần so với mẫu được nung trong 1 giờ và giảm hơn 5 lần so với mẫu được nung 8

giờ, và điện thế ăn mòn có xu hướng dịch chuyển về phía dương hơn (từ 390 mV với

mẫu được nung trong 1 giờ đến 445 mV với HA được nung ở 900 oC 4 giờ). Tăng

thời gian nung đến 6 giờ và 8 giờ làm giảm khả năng chống ăn mòn của vật liệu

HA/Ti. Điều này gây ra bởi các vết nứt lớn trên bề mặt mẫu nên khả năng chống ăn

mòn của vật liệu HA/Ti giảm đi.

Như vậy, nhiệt độ và thời gian nung mẫu ảnh hưởng đáng kể đến sự kết dính

và cấu trúc của lớp phủ HA tạo thành bằng phương pháp sol-gel cũng như làm thay

đổi sự hình thành lớp TiO2 trung gian. Một lớp phủ HA với cấu trúc đặc sít được hình

thành ở nhiệt độ nung trong khoảng 800 – 900 oC làm tăng khả năng chống ăn mòn

của vật liệu HA/Ti. Thời gian nung mẫu 4h là thích hợp nhất để chế tạo lớp phủ HA

có khả năng chống ăn mòn cao trong dung dịch Ringer.

Hình 3.18. Đường cong phân cực anốt của HA/Ti trong dung dịch Ringer

Bảng 3.5. Thông số điện hóa của các mẫu với thời gian nung thay đổi

Kí hiệu mẫu icorr(µA/cm2) Ecorr(mV)/ SHE

HA 1h 3,93 390

HA 2h 2,27 405

HA 4h 1,09 445

HA 6h 5,35 407

HA 8h 6,02 365

Tóm lại, lớp phủ HA được chế tạo bằng phương pháp sol-gel với các thông

số: pH của sol bằng 7, số lượng lớp Sol phủ lên bề mặt mẫu titan là 5 lớp, nhiệt độ

nung 900 oC và thời gian nung là 4 giờ cho lớp phủ có cấu trúc bề mặt đồng đều, khả

năng tan chảy và kết dính của HA là tốt nhất. Tuy nhiên, so với các kết nghiên cứu

của các tác giả trên thế giới [59, 87, 91, 113] thì độ bền bám dính của lớp phủ HA

trên titan cần được cải thiện. Điều này có thể thực hiện bằng các phương pháp xử lý

bề mặt để cải thiện lực liên kết cơ học giữa lớp phủ với nền titan hoặc tạo dẫn xuất

của HA để cải thiện lực liên kết hóa học giữa lớp phủ với nền.

3.1.3. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính của lớp phủ HA

Độ bền bám dính của lớp phủ quyết định bởi lực liên kết giữa nền kim loại và

lớp phủ. Có 2 loại liên kết là liên kết cơ học và liên kết hóa học [113]. Để cải thiện

độ bền bám dính của lớp phủ cần thay đổi hai loại liên kết này.

Cách hiệu quả để cải thiện liên kết cơ học có hai hướng thường được sử dụng:

Một là tăng diện tích tiếp xúc của lớp phủ với nền, hai là tạo chân bám sâu cho lớp

phủ. Để giải quyết vấn đề này chúng tôi tiếp cận bằng hai cách khác nhau:

+ Tạo một lớp oxit trung gian (TiO2) có cấu trúc lỗ xốp trên bề mặt nền titan

+ Phủ HA lên titan xốp.

Bên cạnh đó, một cách khác để cải thiện độ bền bám dính là thay đổi liên kết

hóa học của chính lớp phủ hoặc của lớp phủ với kim loại nền. Một số nghiên cứu đã

chỉ ra rằng lớp FHA với sự thay thế nhóm OH- của phân tử HA bằng nhóm F- có thể

tạo ra liên kết hóa học Ti–O–Ca–P–F với nền kim loại xảy ra trong quá trình nung ở

nhiệt độ cao do đó làm tăng khả năng bám dính của lớp phủ [60, 113, 114].

3.1.3.1. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính của lớp phủ HA bằng cách tạo lớp

TiO2 trung gian

a. Chế tạo lớp oxit trung gian TiO2

Để tạo một lớp oxit trung gian (TiO2) có độ bền cơ học và cấu trúc lỗ xốp trên

bề mặt, nền kim loại titan được tiến hành xử lí bề mặt bằng phương pháp anốt hóa

trong dung dịch H2SO4 1M và NaF (0,3 % khối lượng), nhằm tạo ra bề mặt có độ

nhám lớn trước khi phủ lớp HA và giúp tăng cường liên kết cơ học làm tăng độ bền

bám dính của lớp phủ HA trên nền titan.

Có nhiều yếu tố ảnh hưởng đến quá trình anốt hóa titan trong số đó điện áp

anốt hóa là thông số quan trọng nhất quyết định tính chất của lớp phủ TiO2. Do vậy,

trong nghiên cứu này lớp phủ TiO2 trung gian trên nền titan được chế tạo bằng phương

pháp anốt hóa với điện áp anốt hóa thay đổi trong khoảng từ 5 - 40 V với thời gian

anốt hóa 2 giờ. Hình thái học bề mặt của các lớp anốt hóa được quan sát trên kính

hiển vi điện tử quét SEM và thể hiện trên hình 3.20.

Kết quả cho thấy khi chưa anốt hóa chỉ xuất hiện các vết mài, gia công bề mặt

và không có các lỗ rỗ trên bề mặt mẫu. Khi anốt hóa ở điện áp thấp 5 V và 10 V, bắt

đầu xuất hiện các lỗ nhỏ li ti trên khắp bề mặt nền titan, tuy nhiên với kích thước và

mật độ lỗ rỗ nhỏ. Khi tăng điện thế anốt hóa, kích thước lỗ có xu hướng cao hơn,

ngoài ra còn xuất hiện thêm một số lỗ với kích thước khá lớn trên bề mặt mẫu như

thể hiện ở những vùng được đánh dấu trên hình 3.20.

Hình 3.19. Hình thái học bề mặt của các mẫu titan anốt hóa với điện thế thay đổi.

Một cấu trúc với các lỗ TiO2 dày đặc đã được hình thành ở điện áp 20 V với

miệng lỗ xốp có dạng hình tròn với kích thước khá đồng đều trên toàn bộ bề mặt nền

titan.

Cơ chế của sự anốt hóa nền titan có thể giải thích theo các phản ứng hóa học diễn

ra trong quá trình anốt hóa như sau:

Trên anốt diễn ra các phản ứng :

Đầu tiên là quá trình ôxi hóa Ti để tạo thành Ti+4 Ti → Ti+4 + 4e (3.6)

Sau đó: Ti+4 +2O2- → TiO2 (3.7)

Trên catôt :

2H+ + 2e → H2 (3.8)

Tổng các phản ứng từ (3.6) đến (3.8), TiO2 được hình thành theo phản ứng:

Ti + 2H2O → TiO2 + 2H2 (3.9)

Trên catôt : 2H2O → O2 + 4e + 4H+ (3.10)

Hình 3.20. Sự hình thành lỗ xốp trên bề mặt nền Ti bằng phương pháp anốt hóa [115]

Cơ chế hình thành lỗ xốp trên bề mặt kim loại Ti có thể được minh họa như

trên hình 3.20. Trong giai đoạn đầu của quá trình anốt hóa, một lớp oxit mỏng được

hình thành trên bề mặt titan (hình 3.20a) do ion titan và oxy hình thành trong các phản

ứng oxi hóa khử dưới tác động của điện trường bên ngoài, dẫn đến sự hình thành của

lớp oxit. Dưới tác động của điện thế anốt và với sự có mặt của các ion trong dung

dịch điện ly lớp TiO2 bắt đầu bị hòa tan tại một số vị trí như thể hiện trong hình 3.20b.

Điều đó làm cho “lớp hàng rào” ở đáy lỗ mỏng hơn và khi tăng cường độ điện trường

qua lớp rào này sẽ dẫn đến sự phát triển lỗ và hình thành các lỗ với kích thước lớn

hơn cũng như sự hình thành thêm các lỗ mới như thể hiện trong hình 3.20c và hình

3.20d. Khi điện áp anốt hóa thấp, điện trường ngoài sẽ không đủ mạnh để tiếp tục phá

vỡ lớp rào bảo vệ tại đáy của các lỗ này. Kết quả là trên bề mặt mẫu titan khi được

anốt hóa ở điện áp thấp chỉ xuất hiện những lỗ nhỏ li ti và mật độ lỗ thấp. Khi điện

áp anốt hóa cao, điện trường đủ mạnh để đẩy các ion qua lớp hàng rào và lớp này

không còn đủ mạnh để ngăn chặn sự phát triển các lỗ tiếp theo. Do đó, khi tăng điện

áp, tốc độ ăn mòn điện hóa cao hơn tốc độ hòa tan hóa học dẫn đến tăng đường kính

trung bình của lỗ.

Chiều dày của lớp anốt hóa đạt được cao nhất là xấp xỉ 14 µm tại điện áp 40

V và thời gian anốt hóa 2 giờ như được chỉ ra trên ảnh hiển vi quang học tại mặt cắt

ngang của mẫu trên hình 3.21.

Hình 3.21. Chiều dày của lớp anốt hóa với điện thế 40 V trong 2 giờ.

Trên hình 3.22 là hình ảnh mẫu titan anốt hóa sau khi đo độ bền bám dính bằng

phương pháp scratch test sử dụng giá trị tải trọng trên mũi rạch kim cương tăng dần

từ 0.1 N đến 30 N với tốc độ 0.1 mm/s và chiều dài di chuyển 10 mm. Nhận thấy, ở

điện áp anốt hóa thấp (10 V), lớp phủ mỏng và mềm do đó chỉ cần áp một tải trọng

khoảng 20 N đã làm cho lớp phủ bị bong ra như quan sát thấy trên hình 3.22a. Khi

tăng điện áp lên đến 40 V, mặc dù tải trọng tăng lên đến 29,8 N nhưng lớp phủ vẫn

chưa bị bong hết như thể hiện ở hình 3.22b. Điều đó cho thấy, ở điện áp anốt hóa 40

V lớp phủ có độ bền bám dính tốt hơn nhiều so với khi anốt hóa ở điện áp thấp.

Hình 3.22. Ảnh mẫu titan anốt hóa sau khi đo độ bám dính

b. Cấu trúc và thành phần của lớp phủ HA trên nền titan anốt hóa.

Trong nghiên cứu này, lớp phủ HA được phủ lên nền titan sau khi đã được

anốt hóa với điện thế anốt 40 V trong 2 giờ và lớp phủ HA được nung với nhiệt độ

900 oC trong 4 giờ.

Hình 3.23. SEM bề mặt: a-Ti tan nền, b-Ti sau khi anốt hóa, c- lớp phủ HA trên nền titan đã

anốt hóa.

Sự khác biệt về hình thái bề mặt của các mẫu Ti nền, Ti đã được anốt hóa và

mẫu được phủ HA được thể hiện trên ảnh SEM hình 3.23 với độ phóng đại 10.000

lần. Từ ảnh SEM cho thấy, lớp HA đã tan chảy và kết dính đều trên khắp bề mặt kim

loại nền tạo ra các hạt có kích thước lớn.

Thành phần pha của các mẫu titan, titan anốt hóa và lớp phủ HA/TiO2/Ti được

chỉ ra trên giản đồ nhiễu xạ tia X hình 3.24. Kết quả cho thấy, ở mẫu titan không có

lớp phủ (đường 1) xuất hiện các pic đặc trưng của titan ở các góc 350, 380, 410 và 530.

Ngoài ra, xuất hiện pic của TiO2 với cường độ yếu ở góc 63,50 được hình thành tự

nhiên trên bề mặt nền titan. Đường 2 thể hiện giản đồ nhiễu xạ tia X của mẫu anốt

hóa (Ti/TiO2). Trên giản đồ xuất hiện các pic đặc trưng cho lớp TiO2, với pha rutin

xuất hiện ở các góc 280, 360, 560 và 63,50 cùng một số pic của pha anatat với cường

độ pic nhỏ. Trong khi đó, trên các mẫu phủ Ti/TiO2/HA có sự xuất hiện các pic HA

với cường độ lớn và pic TiO2 với cường độ nhỏ do quá trình oxy hóa nền titan diễn

ra trong quá trình nung mẫu ở nhiệt độ cao.

Hình 3.24. Giản đồ nhiễu xạ tia X của các mẫu: 1-Ti; 2-Ti/TiO2; 3-Ti/TiO2/HA

Mặt khác, các kết quả phân tích EDS trên mặt cắt ngang của mẫu Ti/TiO2/HA

(hình 3.25). Bảng 3.6 chỉ ra thành phần hóa học của lớp phủ, tại vị trí # 1 và # 2 thể

hiện cho lớp ngoài cùng, % nguyên tố của Ca, P, O khá lớn với tỉ lệ Ca/P khoảng

1,63. Tỷ lệ Ca/P này xấp xỉ tỉ lệ chuẩn của HA theo lí thuyết (1,67) cho thấy HA tồn

tại ở lớp ngoài cùng của mẫu. Tại vị trí # 3 và # 4 (thể hiện cho lớp bên trong, màu

đen xẫm), % nguyên tố Ti khá lớn với các giá trị tương ứng là 41,60 và 57,03. Bên

cạnh đó, % oxy lớn chứng tỏ lớp này là lớp TiO2. Như vậy có thể thấy rằng, một cấu

trúc 2 lớp với lớp bên trong là TiO2 và lớp bên ngoài là HA được hình thành trên nền

Ti bằng phương pháp sol-gel khi mẫu được xử lí anốt hóa trước khi phủ sol HA.

Hình 3.25. Giản đồ phân tích EDS tại mặt cắt ngang của lớp phủ HA/TiO2/Ti

Bảng 3.6. Thành phần hóa học của lớp phủ

% nguyên tố Vị trí C O Ca P Ti

14,01 43,25 24,51 15,04 3,19 # 1

15,46 38,97 25,35 17,58 2,64 # 2

11,08 37,26 7,26 2,80 41,60 # 3

7,06 35,73 0,15 0,03 57,03 # 4

c. Độ bền bám dính của lớp phủ HA trên nền titan anốt hóa

Sự thay đổi độ bền bám dính của các lớp phủ HA/TiO2/Ti theo điện áp anốt

hóa trong khoảng từ 5 V- 40 V được chỉ ra trên đồ thị hình 3.26. Khả năng bám dính

của lớp phủ HA tăng lên đáng kể theo điện áp anốt hóa nền titan. Như đã phân tích ở

trên, khi điện thế anốt hóa tăng làm tăng mật độ lỗ xốp, kích thước lỗ xốp và độ nhám

của lớp TiO2 trung gian trên bề mặt nền titan. Các lỗ xốp này tạo chân bám giúp HA

đi sâu vào bên trong và tạo sự liên kết chặt chẽ với nền và do đó độ bền bám dính của

lớp phủ HA tăng lên đáng kể. Lớp phủ HA trên mẫu anốt hóa với điện thế 40 V có

lực bám dính cao nhất, gấp hơn 2 lần so với lớp phủ khi không xử lí anốt hóa và đạt

giá trị tới 17,84 MPa.

Hình 3.26. Độ bền bám dính của lớp phủ HA trên nền titan sau khi đã anốt hóa

Hình ảnh bề mặt mẫu sau thử nghiệm đo độ bền bám dính được quan sát trên

thiết bị Keyence VR-3000, 3D Macroscope (hình 3.27). Kết quả phân tích cho thấy

trên bề mặt các mẫu đều có sự thay đổi màu sắc từ đỏ đến màu xanh đậm. Điều này

thể hiện rằng bề mặt các mẫu sau khi loại bỏ lớp phủ bằng phương pháp kéo đứt (pull-

off) có độ nhấp nhô khá lớn. Màu đỏ trên ảnh 3D thể hiện cho phần cao nhất trên bề

mặt mẫu còn sót lại sau khi đo độ bám dính. Trong tất cả các mẫu sau khi đo độ bám

dính, dường như vẫn còn tồn tại một phần của lớp TiO2 thể hiện ở phần có màu vàng

trên hình 3.27. Phần có màu xanh lá cây và xanh lục thể hiện cho nền titan lộ ra sau

khi đo độ bám dính.

Hình 3.27. Ảnh 3D Macroscope (Keyence VR-3000) trên bề mặt mẫu sau khi đo lực bám

dính.

Để đánh giá sự phá hủy của các lớp phủ HA có và không có lớp TiO2 trung

gian được chế tạo bằng phương pháp anốt hóa sau khi thử nghiệm kéo đứt, chúng tôi

tiến hành chụp ảnh SEM và quan sát sự thay đổi trên bề mặt và trên mặt cắt ngang

của các mẫu trước và sau khi đo độ bám dính. Hình 3.28 thể hiện hình thái bề mặt

của lớp phủ HA không có lớp TiO2 trung gian được chế tạo bằng phương pháp anốt

hóa. Khi chưa đo độ bám dính, bề mặt lớp phủ là cấu trúc HA kết dính dày đặc với

nhau như thể hiện ở hình 3.28a. Hình 3.28b là ảnh SEM qua mặt cắt ngang cho thấy

lớp phủ có cấu trúc 2 lớp bao gồm lớp HA bên ngoài và một lớp TiO2 mỏng bên

trong. Sau thử nghiệm đo độ bám dính, trên bề mặt của mẫu hầu như không còn lớp

phủ HA mà chỉ còn lại một phần nhỏ của lớp TiO2 bên trong như quan sát thấy trên

hình 3.28c và 3.28d. Đối với trường hợp có lớp TiO2 trung gian chế tạo bằng phương

pháp anốt hóa như ảnh SEM được thể hiện trên hình 3.29, khi chưa đo độ bám dính,

bề mặt lớp phủ là cấu trúc HA kết dính dày đặc với nhau như thể hiện ở hình 3.29a.

Hình 3.29b cho thấy lớp phủ có cấu trúc 2 lớp bao gồm lớp HA bên ngoài và lớp TiO2

khá dày bên trong. Sau thử nghiệm đo độ bám dính, trên bề mặt của mẫu hầu như

không còn lớp phủ HA mà chỉ còn lại một phần nhỏ của lớp TiO2 bên trong như quan

sát thấy trên hình 3.29c và 3.29d.

Hình 3.28. Ảnh SEM của mẫu HA/Ti: a,b- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu trước khi đo độ

bám dính; c,d- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu sau khi đo độ bền bám dính

Hình 3.29. Ảnh SEM của mẫu HA/TiO2/Ti: a,b- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu trước khi

đo độ bám dính; c,d- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu sau khi đo độ bám dính

Hình 3.30. Mô phỏng sự phá hủy của lớp phủ sau khi đo lực bám dính.

Như vậy, trong cả hai trường hợp có và không có lớp phủ trung gian được chế

tạo bằng phương pháp anốt hóa sau thử nghiệm đo độ bền bám dính trên bề mặt mẫu

chỉ còn sót lại một phần nhỏ của lớp TiO2. Cơ chế phá hủy lớp phủ được mô phỏng

trên hình 3.30. Theo đó, dưới tác động lực kéo lớp phủ HA sẽ bị kéo đi cùng với lớp

TiO2 trung gian trên bề mặt phân chia giữa lớp phủ HA và nền titan. Điều này có

nghĩa là liên kết hóa học giữa HA và lớp TiO2 mạnh hơn so với liên kết giữa các lớp

TiO2 với nhau. Do đó, dưới tác động của lực kéo, sự phá hủy diễn ra dọc theo lớp

TiO2 trung gian và trên bề mặt mẫu sau khi đo độ bền bám dính còn lại một phần nhỏ

TiO2 trên nền titan kim loại.

Tóm lại, cấu trúc lỗ xốp của lớp oxit TiO2 trung gian giúp cải thiện đáng kể độ

bền bám dính giữa lớp phủ HA với kim loại nền. Độ bền bám dính của lớp phủ tăng

theo chiều tăng điện áp anốt hóa. Do hạn chế về thiết bị nên trong nghiên cứu này

chúng tôi chỉ thực hiện chế tạo lớp phủ trung gian đến điện thế anốt hóa 40 V và vấn

đề này sẽ được tiếp tục nghiên cứu trong tương lai.

3.1.3.2. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính bằng nền titan xốp

Lớp TiO2 trung gian giúp cải thiện đáng kể độ bền bám dính giữa lớp phủ HA

với kim loại nền nhờ cấu trúc lỗ xốp trên bề mặt với chiều dày khoảng 14 µm còn

titan xốp với các lỗ xốp liên thông từ bề mặt vào bên trong khối kim loại sẽ giúp lớp

phủ HA đi sâu vào các lỗ rỗng của kim loại nền và làm tăng liên kết cơ học giữa lớp

phủ và kim loại nền. Do đó, độ bền bám dính của lớp phủ tăng lên.

Trong nghiên cứu này, lớp HA được phủ lên titan xốp từ dung dịch sol có

pH=7 và titan nền có độ xốp khoảng 70 % được chế tạo bằng phương pháp luyện kim

bột - sản phẩm được chế tạo từ phòng Vật liệu kim loại tiên tiến - Viện Khoa học vật

liệu với cấu trúc xốp bao gồm các lỗ xốp mở (lỗ xốp liên thông) và xốp đóng trên

toàn bộ khối kim loại nền. Mẫu HA/Ti xốp được chế tạo với nhiệt độ nung 900 0C và

thời gian nung 4 giờ trong điều kiện có khí bảo vệ Agon (Ar). Như đã phân tích ở

trên, trong điều kiện nhiệt độ cao khi nung lớp phủ HA trong không khí đã xảy ra quá

trình oxy hóa nền titan. Do vậy, để loại trừ sự ảnh hưởng của quá trình oxy hóa nền

titan đến độ bền bám dính của lớp phủ HA chúng tôi đã tiến hành nung trong khí bảo

vệ Agon.

Hình 3.31 là ảnh hiển vi quang học trên mặt cắt ngang của mẫu titan xốp phủ

HA. Những vùng có màu trắng được đánh dấu trên hình là lớp HA đi vào và nằm

trong các lỗ rỗng của cấu trúc titan xốp. Do các lỗ rỗng này có cấu trúc lỗ mở, liên

thông với nhau do đó các sol HA có thể đi sâu và nằm lại trong khối kim loại nền.

Trong khi đó, một số lỗ rỗng khác thì không có mặt HA là do cấu trúc lỗ đóng và

chúng bị cô lập bởi các đường viền titan bao quanh nên sol HA không thể chui vào

được.

Hình 3.31. Ảnh hiển vi quang học trên mặt cắt ngang của lớp phủ trên nền titan xốp: a,b

tương ứng với độ phóng đại 25 lần; c- với độ phóng đại 100 lần.

Độ bền bám dính của lớp phủ HA trên titan xốp được đo theo tiêu chuẩn

ASTM F1044-99 đạt được giá trị là 28,50 MPa. Như vậy, với cùng điều kiện chế tạo

mẫu, độ bền bám dính của lớp phủ HA trên nền titan xốp tăng đến hơn 3 lần so với

titan nền khi chưa xử lí bề mặt và tăng đến 1,6 lần khi phủ lên nền titan sau khi đã

được anốt hóa.

3.1.3.3. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính bằng lớp FHA

Đối với các ứng dụng y sinh học dài hạn, các lớp phủ cần phải có tốc độ hòa

tan thấp, độ ổn định hóa học cao và lực liên kết với các chất nền lớn. Do đó, một

hướng nghiên cứu khác để tăng cơ tính cũng như làm tăng khả năng tương thích sinh

học của vật liệu là chế tạo các lớp dẫn xuất của HA mà điển hình là FHA. Các lớp

phủ FHA là sự kết hợp của các ion F- trong mạng tinh thể apatit có độ ổn định hóa

học cao hơn so với HA [60-62]. Trong nghiên cứu này chúng tôi chế tạo các lớp phủ

FHA với sự thay thế 1 phần hoặc toàn phần nhóm OH- của HA bằng F- với pH của

dung dịch Sol là 7, nhiệt độ nung 900 oC và thời gian nung 4 giờ.

a. Cấu trúc và thành phần pha của lớp phủ FHA

Các lớp phủ FHA được chế tạo tương ứng với hàm lượng F- tăng dần theo tỷ

lệ phần mol F-/OH- lần lượt là 0,5-1,5; 1-1, 1,5-0,5, 2-0 để thu được các dẫn xuất có

công thức lần lượt là Ca10(PO4)6(OH1,5)F0,5, Ca10(PO4)6(OH)F, Ca10(PO4)6(OH0,5)F1,5,

Ca10(PO4)6F2. Các dẫn xuất này được kí hiệu lần lượt là FHA0.5, FHA1, FHA1.5 và

FHA2.

Hình 3.32. Giản đồ nhiễu xạ tia X của các mẫu FHA có hàm lượng F- thay đổi khác nhau:

1- FHA0.5; 2-FHA1; 3- FHA1.5; 4- FHA2.

Hình 3.32 là giản đồ nhiễu xạ tia X của các mẫu FHA đã chế tạo. Trên đường

1 thể hiện giản đồ nhiễu xạ tia X của mẫu FHA0.5, xuất hiện các pic đặc trưng cho

HA và một vài pic của FHA với cường độ nhỏ. Các đường từ 2 đến 4 tương ứng với

Ca10(PO4)6(OH)F, Ca10(PO4)6(OH0,5)F1,5, Ca10(PO4)6F2, cho thấy cường độ các pic

của FHA tăng lên theo hàm lượng flo. Ngoài ra, còn xuất hiện pic đặc trưng của TiO2

do hiện tượng oxy hóa trong quá trình nung mẫu.

Hình thái học bề mặt của các lớp phủ FHA/Ti được chụp bằng ảnh SEM với độ

phóng đại 30.000 lần và thể hiện trên hình 3.33. Các lớp phủ FHA0.5, FHA1, FHA1.5

và FHA2 có cấu trúc bề mặt bao gồm nhiều lớp chồng lên nhau và có sự dính kết

đồng đều trên khắp bề mặt.

Hình 3.33. Ảnh SEM bề mặt của các lớp phủ FHA

b. Độ bền bám dính của lớp phủ

Độ bền bám dính của các lớp phủ FHA được thể hiện trên hình 3.34. Kết quả đo

cho thấy, so với lớp phủ HA thì các lớp phủ FHA có độ bền bám dính tăng lên rõ rệt.

Trong đó lớp phủ FHA1 có độ bền bám dính tốt nhất với lực bám dính 15,72 MPa.

Cường độ bền bám dính giữa lớp phủ và chất nền quyết định bởi liên kết cơ học và liên

kết hóa học. Trong nghiên cứu này các điều kiện thực nghiệm là giống nhau, bề mặt mẫu

được xử lí như nhau, do đó liên kết cơ học được coi là giống nhau. Vì vậy, sự tăng lên

của cường độ bền bám dính của các lớp phủ FHA là do các liên kết hóa học mạnh hơn

giữa lớp phủ và nền kim loại trong quá trình kết tinh, đặc biệt là ở giai đoạn nung [113].

Zhang và đồng nghiệp đã chỉ ra rằng, sự hiện diện của các ion flo không chỉ làm thay đổi

sự hấp thụ hóa học và hấp thụ vật lí trên giao diện giữa lớp phủ và nền kim loại trong

quá trình phủ và sấy khô mà còn thu hút nhiều oxy hơn gần giao diện để tạo thành liên

kết giữa các ion như: liên kết của Ti–O–Ca–P–F xảy ra trong quá trình nung, do đó góp

phần tăng cường độ bền bám dính của các lớp phủ FHA. Khi tăng hàm lượng F- sẽ làm

tăng lực liên kết hóa học giữa nền kim loại và lớp phủ.

Hình 3.34. Độ bền bám dính của lớp phủ FHA

Hình 3.35 là hình ảnh các mẫu FHA sau khi đo độ bền bám dính bằng phương

pháp pull-out. Màu sắc thay đổi trên ảnh 3D, từ màu đỏ đến màu xanh lục thể hiện sự

nhấp nhô trên bề mặt của mẫu sau khi đo độ bám dính.

Hình 3.35. Ảnh 3D Macroscope trên bề mặt mẫu sau khi đo lực bám dính

Hình 3.36 là đồ thị so sánh độ bền bám dính của các lớp phủ tương ứng: HA trên

titan thường (HA/Ti); HA trên TiO2 trung gian (HA/TiO2/Ti), HA phủ trên titan xốp

(HA/Ti xốp) và lớp phủ FHA. Có thể thấy rằng cấu trúc lỗ xốp của lớp TiO2 trung gian

đã giúp cải thiện độ bền bám dính của lớp phủ HA một cách rõ rệt (tăng hơn 2 lần). Độ

bền bám dính còn được cải thiện hơn nữa khi phủ HA trên nền titan xốp (tăng đến 3 lần).

Trong khi đó, sự thay đổi thành phần của lớp phủ cũng góp phần cải thiện độ bền bám

dính nhờ việc ra tạo liên kết hóa học giữa bề mặt nền titan và lớp phủ. Độ bền bám dính

của lớp phủ HA trên nền titan bằng phương pháp sol-gel đạt được trong luận án này

tương đương với các kết quả đã được công bố trên thế giới và được chỉ ra trên bảng 3.7.

Hình 3.36. So sánh độ bền bám dính của các lớp phủ

Bảng 3.7. So sánh một số kết quả đo độ bền bám dính của lớp phủ HA và FHA.

Một số kết quả đã công Lớp phủ HA Lớp phủ FHA

bố

Zhang và cộng sự [113] 11 MPa 17-18 MPa

Cheng và cộng sự [91] 19 MPa 26 – 27 MPa

Eliaz và cộng sự [116] 15 MPa -

Yang và cộng sự [88] 13 MPa -

Kết quả của luận án 17,84 MPa 15,72 MPa

3.2. Đánh giá khả năng tương thích sinh học của vật liệu

Khả năng tương thích sinh học của vật liệu titan phủ HA và FHA được đánh

giá bằng 2 phương pháp là in-vitro và in-vivo.

- In-vitro: Các mẫu được ngâm trong dịch giả cơ thể người SBF ở nhiệt độ 37 oC

± 1 oC. Các chỉ tiêu được đánh giá thử nghiệm bao gồm: pH của dung dịch SBF trong

quá trình thử nghiệm, phổ tổng trở Nyquist, hình thái học bề mặt, thành phần hóa học

của lớp phủ sau khi thử nghiệm ngâm mẫu 21 ngày.

Kết quả thu được cho phép giải thích quá trình hình thành hoặc phân hủy của

màng apatit của mẫu titan phủ HA và FHA trong dịch giả cơ thể người.

-In-vivo: Các nẹp vít bằng titan xốp có và không có lớp phủ được cấy ghép trên

cơ thể thỏ trong vòng 3 tháng. Các chỉ tiêu đánh giá bao gồm: tình trạng tại chỗ vết

mổ, các chỉ số huyết học, hình ảnh đại thể của xương và vật liệu cấy được quan sát

nhằm đánh giá khả năng tương thích sinh học, khả năng mọc xương trên vật liệu cấy

ghép.

3.2.1. Nghiên cứu in-vitro

3.2.1.1. Nghiên cứu sự hình thành màng apatit trong thử nghiệm in-vitro

Các mẫu titan phủ HA và FHA được sử dụng để nghiên cứu khả năng tương

thích sinh học của vật liệu trong môi trường dịch giả cơ thể người SBF trong điều

kiện nhiệt độ 37 oC và pH khoảng 7,2. Các mẫu titan phủ HA và FHA có kích thước

ϕ15 mm x 2 mm được ngâm trong 200 mL dung dịch SBF có thành phần như trên

bảng 2.3 trong lọ thủy tinh có nắp đậy và được giữ nhiệt độ ổn định bằng bình ổn

nhiệt. Giá trị pH của dung dịch SBF được theo dõi liên tục theo thời gian ngâm mẫu

đến khi kết thúc thử nghiệm. Tại mỗi lần đo pH, dung dịch SBF được lấy từ lọ thủy

tinh ngâm mẫu titan phủ HA và FHA với thể tích là 2 mL. Kết quả được chỉ ra trên

đồ thị hình 3.37.

Trong cả hai thử nghiệm cho mẫu HA/Ti và FHA/Ti, pH ở thời điểm trước khi

ngâm (t = 0) là 7,2. Trong 3 ngày đầu ngâm mẫu, khi tăng thời gian ngâm pH của

dung dịch SBF tăng lên rất nhanh đến giá trị 7,8. Sau đó, pH vẫn tăng nhưng tăng

chậm và giá trị pH cao nhất đạt được là pH = 8,0 tại thời gian ngâm 17 ngày. Sau 21

ngày ngâm mẫu trong SBF thì pH dung dịch có dấu hiệu giảm nhẹ. Sự tăng nhanh

giá trị pH của dung dịch sau khi ngâm mẫu HA trong thời gian đầu có thể là do sự

sinh ra nhóm OH- trên bề mặt mẫu theo chiều thuận của phản ứng hòa tan lớp phủ

3- +2 OH-

(3.11) Ca10(PO4)6(OH)2 → 10Ca2+ +6 PO4

Hình 3.37. Sự biến đổi pH của dung dịch SBF theo thời gian ngâm mẫu

Sau đó, quá trình này chậm lại do trên bề mặt mẫu có sự hấp phụ các ion Na+,

- ...làm cản trở quá trình hòa tan lớp phủ. Đồng

K+, Mg2+ , Cl-, CO3

2-, SO4

2-, H2PO4

3-, OH- có thể tạo ra lớp màng apatit theo chiều

thời sự có mặt của các ion Ca2+, PO4

nghịch của phản ứng (3.1). Lúc này, trong dung dịch SBF ở bề mặt mẫu xảy ra đồng

thời hai quá trình phản ứng là phản ứng hòa tan lớp phủ và phản ứng tạo ra màng

apatit mới với các tốc độ khác nhau. Khi quá trình hòa tan màng apatit chiếm ưu thế

hơn, pH của dung dịch SBF tăng lên. Giá trị pH đạt cao nhất trong khoảng thời gian

ngâm mẫu là 17 ngày thể hiện quá trình hòa tan và tái tạo màng HA đã đạt tới cân

bằng. Tuy nhiên, sau đó pH của dung dịch lại giảm nhẹ, điều này là do sự dịch chuyển

cân bằng về phía chiều nghịch do sự hình thành lớp màng apatit nên đã tiêu thụ một

lượng OH- và làm cho pH giảm đi.

Đối với mẫu titan phủ FHA, trong 3 ngày đầu ngâm mẫu pH cũng tăng nhanh

do phản ứng hòa tan lớp FHA như sau:

3- + OH- + F-

(3.12) Ca10(PO4)6(OH)F → 10Ca2+ + 6PO4

Trong thời gian ngâm tiếp theo đến khi kết thúc thử nghiệm vitro, pH của dung

dịch ngâm mẫu FHA cũng tăng chậm lại tương tự như lớp phủ HA.

Như vậy, trong thử nghiệm in-vitro, các quá trình hòa tan lớp phủ, hấp phụ ion

và hiện tượng kết tinh trở lại diễn ra xen kẽ nhau trên bề mặt mẫu. Đó là một quá

trình hóa lí phức tạp xảy ra liên tục, dẫn đến sự hình thành kết tinh mới hoặc hòa tan

của lớp phủ. Kết quả là pH của dung dịch SBF thay đổi liên tục trong suốt thời gian

thử nghiệm.

Để đánh giá ảnh hưởng của thử nghiệm in-vitro đến các quá trình lý hóa xảy

ra trên vật liệu titan phủ HA và FHA và cơ chế của sự hình thành màng apatit trong

thử nghiệm in-vitro, các mẫu đã được tiến hành đo phổ tổng trở Nyquits theo thời

gian ngâm trong dung dịch SBF với các mốc thời gian 1 giờ, 1 ngày, 3 ngày, 7 ngày,

14 ngày và 21 ngày. Các phổ tổng trở được chỉ ra trên các hình 3.38 và 3.39.

Hình 3.38. Phổ tổng trở Nyquits của vật liệu phủ HA trong dung dịch SBF theo thời gian.

Nhìn chung, phổ tổng trở Nyquits của các mẫu theo thời gian ngâm đều có

dạng 2 cung bán nguyệt chưa hoàn chỉnh. Trong đó, một cung bán nguyệt thứ nhất

với đường kính nhỏ và một cung bán nguyệt thứ 2 có đường kính tăng theo thời gian

ngâm mẫu. Đối với lớp phủ HA, đường kính của cung bán nguyệt thứ nhất khoảng

2.103 (Ω) và không thay đổi nhiều theo thời gian ngâm mẫu. Trong khi đường kính

của cung bán nguyệt thứ hai tăng lên đáng kể theo thời gian ngâm. Điều này là do sự

kết tinh của lớp apatit đã làm cho diện tích bề mặt giảm đi. Mặt khác các tinh thể mới

được hình thành sẽ đi sâu vào bề mặt nền kim loại qua các vi nứt giúp bảo vệ che

chắn cho nền kim loại do đó làm tăng điện trở chuyển điện tích. Vì vậy đường kính

của cung thứ 2 tăng lên rõ rệt ở thời điểm 14 đến 21 ngày ngâm mẫu.

Hình 3.39. Phổ tổng trở Nyquits vật liệu phủ FHA trong dung dịch SBF theo thời gian

Đối với lớp phủ FHA, đường kính của cung thứ nhất dao động khoảng

3.103(Ω) - 4.103 (Ω). Điều này có thể do lớp FHA chắc đặc hơn lớp HA và do đó

cung bán nguyệt thứ nhất của FHA cao hơn so với HA. Cung bán nguyệt thứ 2 của

mẫu FHA cũng có đường kính tăng theo thời gian ngâm mẫu như thể hiện trên hình

3.39. Như vậy, sau 21 ngày ngâm mẫu trong dung dịch SBF, trong cả hai trường hợp

HA và FHA đã có sự hình thành màng apatit mới trên bề mặt mẫu.

Để so sánh khả năng tương thích sinh học của titan phủ HA và titan phủ FHA,

tiến hành phân tích phổ tổng trở của chúng ở các thời điểm: ngày đầu tiên ngâm mẫu

và ngày kết thúc quá trình thử nghiệm và các kết quả được thể hiện trên hình 3.40 và

3.41.

Hình 3.40. Phổ tổng trở của mẫu sau 1 ngày ngâm trong dung dịch SBF

Hình 3.41. Phổ tổng trở của mẫu sau 21 ngày ngâm trong dung dịch SBF

Trong ngày đầu tiên, đồ thị có dạng 2 cung bán nguyệt, trong đó đường kính

của cả 2 cung bán nguyệt của mẫu FHA lớn hơn so với HA. Điều này thể hiện rằng

ban đầu mẫu FHA có khả năng chống ăn mòn tốt hơn so với mẫu HA. Tuy nhiên, khi

tăng thời gian ngâm mẫu đến 21 ngày (hình 3.41), mặc dù đường kính của cung bán

nguyệt nhỏ không thay đổi nhiều trong cả hai trường hợp, cung thứ 2 của mẫu HA lại

có bán kính lớn hơn so với FHA. Điều này có thể giải thích là do sự kết tinh tạo thành

lớp apatit mới trên mẫu phủ HA diễn ra mạnh mẽ hơn so với FHA và chúng đã tạo ra

màng chắn giúp bảo vệ nền kim loại.

Từ các kết quả đo phổ tổng trở chúng tôi đề xuất một mô hình mạch tương

đương cho phổ tổng trở của lớp phủ HA/Ti và FHA/Ti như trong hình 3.42. Phổ tổng

trở thể hiện 2 vòng bán nguyệt tương ứng ở tần số cao là mạch song song của điện

dung của lớp phủ HA hoặc FHA (C) và điện trở lớp xốp (Rpo) và ở tần số thấp hơn

tương ứng với điện trở chuyển điện tích (Rct) và điện dung lớp kép (Cdl). Trong khi

Rs là điện trở của dung dịch. Mô hình này cũng phù hợp mô hình đã đưa ra trong

nghiên cứu của tác giả Wijesinghe [117].

Hình 3.42. Sơ đồ mạch tương đương

Sự hình thành lớp apatit mới trên bề mặt lớp phủ theo thời gian ngâm mẫu

được xác nhận bằng ảnh SEM như thể hiện trên hình 3.43. Sau 7 ngày ngâm mẫu,

trên bề mặt lớp phủ xuất hiện những đốm trắng nhỏ li ti có kích thước cỡ nano khá

đồng đều với mật độ hạt thấp. Mật độ và kích thước của các hạt kết tinh trên bề mặt

lớp phủ tăng lên với thời gian ngâm đến 14 ngày. Đến 21 ngày, một cấu trúc bao gồm

những hạt nhỏ li ti dày đặc được kết tinh trên bề mặt lớp phủ.

Hình 3.43. Ảnh SEM các của các HA mẫu trước và sau khi thử nghiệm in-vitro

Hình 3.44. Ảnh SEM các của các mẫu sau khi thử nghiệm in-vitro 21 ngày.

Những chấm trắng nhỏ được hình thành là kết quả của các quá trình hòa tan

một phần lớp phủ, sự hấp phụ của các ion trong dung dịch SBF và quá trình tái kết

tinh trở lại của các tinh HA lên bề mặt lớp phủ. Trên hình 3.44 là hình ảnh bề mặt của

mẫu HA và FHA sau 21 ngày thử nghiệm vitro. Chúng ta dễ dàng quan sát thấy trên

bề mặt mẫu HA, mật độ và kích thước hạt kết tinh cao hơn so với mẫu FHA.

Cơ chế của sự hình thành các tinh thể HA lên bề mặt lớp phủ trong dung dịch

SBF được giải thích theo các giai đoạn như chỉ ra trên hình 3.45. Đầu tiên, khi bắt

đầu ngâm mẫu, các ion trong dung dịch SBF hấp phụ lên bề mặt mẫu đồng thời có sự

phá hủy ở vị trí các biên hạt như diễn ra ở giai đoạn 1. Sau đó quá trình lớp phủ HA

hòa tan tiếp tục xảy ra (giai đoạn 2). Ở giai đoạn tiếp theo, các ion trong dung dịch

3- sẽ tham gia

SBF hấp phụ trên bề mặt mẫu, đồng thời sự có mặt của Ca2+ và PO4

phản ứng để tạo ra Ca3(PO4)2 và sau cùng là phản ứng tạo ra HA với sự có mặt của

ion OH- trong dung dịch SBF. Lúc này xảy ra sự kết tinh tạo trở lại của các tinh thể

HA xảy ra trong giai đoạn (3). Các quá trình hòa tan, hấp phụ và kết tinh trở lại diễn

ra liên tục và đan xen lẫn nhau [118]. Kết quả là hình thành nên vô số các hạt li ti

màu trắng trên bề mặt lớp phủ sau khi thử nghiệm vitro.

Hình 3.45. Sơ đồ các quá trình phản ứng trong thử nghiệm vitro

Để xác minh những hạt kết tủa đó là HA chúng tôi tiến hành phân tích thành

phần hóa học của chúng bằng phương pháp EDS tại các điểm kết tinh (hình 3.46) và

tại vùng điểm kết tinh (hình 3.47), kết quả chỉ ra trên bảng 3.8 và bảng 3.9. Từ kết

quả phân tích EDS trên bảng 3.8 của mẫu tại điểm kết tinh cho thấy các chấm trắng

nhỏ li ti có thành phần bao gồm 3 nguyên tố là Ca, P và O trong đó tỉ lệ của Ca/P là

1,51. Như vậy các hạt nhỏ li ti này là các tinh thể HA mọc lên trên bề mặt mẫu khi

ngâm trong dung dịch SBF. Tỷ lệ Ca/P khi phân tích tại vùng kết tinh trên bề mặt

mẫu cũng cho kết quả tương tự như chỉ ra trên bảng 3.9. Sự có mặt của các nguyên

tố khác như Na, Cl là do sự hấp phụ các ion trong dung dịch SBF lên bề mặt mẫu.

Hình 3.46. Phân tích EDS tại điểm trên bề mặt mẫu sau thử nghiệm

Bảng 3.8. Thành phần hóa học tại một điểm kết tinh sau thử nghiệm vitro

Nguyên tố % khối lượng % nguyên tố

48,07 67,49 O

20,66 14,98 P

31,27 17,52 Ca

Hình 3.47. Phân tích EDS tại vùng trên bề mặt mẫu sau thử nghiệm

Bảng 3.9. Thành phần hóa học tại vùng hạt kết tinh của mẫu sau thử nghiệm vitro

Nguyên tố % khối lượng % nguyên tố

57,86 39,37 O

5,29 5,17 Na

1,77 1,83 Mg

13,81 18,19 P

4,13 6,22 Cl

17,14 29,21 Ca

100

3.2.1.2. Sự thay đổi thành phần dung dịch SBF sau thử nghiệm in-vitro

Khi ngâm mẫu trong dung dịch SBF sẽ xảy ra các quá trình vật lí và hóa học

là quá trình hòa tan HA và sự hấp phụ các ion trong dung dịch SBF lên bề mặt của

lớp phủ tương thích sinh học, cũng như sự hình thành lớp apatit mới. Các quá trình

hòa tan lớp phủ hoặc hấp thụ các ion của lớp phủ sẽ làm thay đổi thành phần của dung

dịch SBF. Mặt khác, để đánh giá sự phân hủy của ion kim loại nền cũng như sự ảnh

hưởng của lớp phủ gây nhiễm độc cho dung dịch SBF. Chúng tôi tiến hành phân tích

thành phần dung dịch SBF trước và sau khi thử nghiệm in-vitro bằng phương pháp

phổ khối ion plasma (ICPMS) và các kết quả phân tích được chỉ ra trên bảng 3.10.

Bảng 3.10. Sự thay đổi thành phần dung dịch SBF trước và sau thử nghiệm in-vitro

sau 21 ngày ngâm mẫu

STT Chỉ tiêu phân tích SBF ban đầu SBF/HA SBF/FHA

(mg/L) (mg/L) (mg/L)

1 Ca 49,5000 39,9000 38,6000

2 Cd <0,0002 <0,0002 <0,0002

3 Pb 0,0110 0,0020 0,0050

4 As 0,0030 <0,0010 <0,0010

5 Hg 0,0004 0,0002 <0,0002

6 Fe 0,1200 0,1650 0,1700

7 Ti 0,0130 0,0130 0,0130

8 25,0900 20,2500 23,5000 PO4

Từ kết quả phân tích ICPMS trên bảng 3.10 cho thấy nồng độ của các ion kim

loại như Cd, Pb, As, Hg…tồn tại trong dung dịch gây ra bởi tạp chất hầu như không

thay đổi sau thử nghiệm in-vitro trong 21 ngày và đều nằm trong ngưỡng an toàn cho

cơ thể theo tiêu chuẩn ISO 23779 đối với vật liệu cấy ghép phủ HA [119]. Hàm lượng

của ion titan không thay đổi sau thử nghiệm chứng tỏ không có sự giải phóng ion kim

loại nền titan gây độc hại cho môi trường SBF. Trong khi đó, nồng độ ion Ca2+ giảm

từ 49,5 mg/L đối với dung dịch SBF khi chưa thử nghiệm in-vitro đến 39,9 mg/L đối

với mẫu ngâm lớp phủ HA và 38,6 mg/L đối với mẫu ngâm lớp phủ FHA. Sự giảm

đi của Ca2+ trong dung dịch SBF có thể là do sự hình thành màng apatit trên bề mặt

mẫu (các chấm trắng li ti xuất hiện trên ảnh SEM).

101

Như vậy, sau thử nghiệm in-vitro 21 ngày, trong cả hai trường hợp phủ HA và

FHA đều thể hiện khả năng tương thích sinh học tốt không gây nhiễm độc bởi các

ion kim loại từ lớp phủ hoặc giải phóng từ titan nền và trên bề mặt mẫu đã hình thành

lớp màng apatit mới có khả năng bảo vệ chống ăn mòn cho kim loại nền.

3.2.1.3.Sự hao hụt khối lượng sau khi thử nghiệm in-vitro

Trong nghiên cứu các lớp phủ tương thích sinh học Ca-P thì độ hòa tan của lớp

phủ cũng là một thông số quan trọng để đánh giá độ bền của vật liệu. Nếu hàm lượng

Ca2+ giải phóng lớn sẽ gây ảnh hưởng xấu đến môi trường xung quanh của vật liệu

cấy ghép cũng như ảnh hưởng đến sự tạo thành liên kết với xương khi được cấy ghép

vào cơ thể sống. Do đó, trong nghiên cứu này độ hòa tan của các mẫu phủ HA và

FHA được thử nghiệm bằng phương pháp trọng lượng để xác định độ hòa tan trung

bình của các lớp phủ trong 21 ngày thử nghiệm in-vitro. Mẫu HA/Ti, FHA/Ti trước

thử nghiệm in-vitro được rửa sạch, sấy ở 100 oC trong vòng 24 giờ, và cân trên thiết

bị cân 4 số BP210 (Sartorius – Đức) với sai số ±0,0001 g và thu được các giá trị khối

lượng ban đầu mtr. Sau đó mẫu được ngâm trong dung dịch SBF 21 ngày. Kết thúc

thử nghiệm, mẫu được rửa sạch, sấy khô ở 100 oC trong vòng 24 giờ và cân khối

lượng (ms). Sự hao hụt khối lượng và tốc độ hòa tan theo thời gian được xác định

bằng phương pháp khối lượng chỉ ra trên bảng 3.11.

Bảng 3.11. Sự hao hụt khối lượng sau khi thử nghiệm in-vitro

Tốc độ hòa tan STT Mẫu mtr(g) ms(g) Δm=mtr- ms (g)

(g/ngày)

2 HA 1,6695 1,6693 2.10-4 0,95.10-3

3 FHA 1,6993 1,6992 1.10-4 0,47. 10-3

Sự hao hụt khối lượng của các mẫu sau khi thử nghiệm hầu như không xảy ra.

Khi ngâm mẫu trong dung dịch SBF đã xảy ra đồng thời 3 quá trình là quá trình hòa

tan một phần lớp HA và FHA, sự hấp phụ các ion trong dung dịch SBF lên bề mặt

của lớp phủ, sự hình thành màng apatit mới. Các phản ứng hydrat hóa và phản ứng

thủy phân cũng diễn ra khi ngâm mẫu trong dung dịch SBF [118]. Khi quá trình hòa

tan chiếm ưu thế thì sẽ có sự hụt khối lượng và ngược lại nếu quá trình tạo thành

màng apatit chiếm ưu thế thì khối lượng của mẫu tăng lên. Kết thúc thử nghiệm in-

vitro, trong cả hai trường hợp lớp phủ HA và FHA đều có sự hấp phụ các ion trong 102

dung dịch SBF lên bề mặt lớp phủ và hình thành màng apatit nhưng lớp màng apatit

tạo này trên bề mặt mẫu rất mỏng, do đó khối lượng của các mẫu hầu như không thay

đổi sau 21 ngày thử nghiệm in-vitro.

Tóm lại, cả hai loại lớp phủ HA và FHA trên nền titan được chế tạo bằng phương

pháp sol-gel đều có khả năng tương thích sinh học tốt trong môi trường dịch giả cơ

thể người.

Trong khuôn khổ luận án này, vì kinh phí có hạn do đó để đánh giá khả năng

tương thích sinh học cũng như khả năng kích thích mọc xương của các lớp phủ trên

nền titan chúng tôi chỉ chọn lớp phủ HA trên nền vật liệu titan xốp để tiến hành thử

nghiệm in-vivo trên cơ thể thỏ.

3.2.2. Nghiên cứu in-vivo

3.2.2.1. Đánh giá tình trạng tại chỗ vết mổ

Sáu cá thể thỏ được phẫu thuật để cấy ghép nẹp vít Ti xốp có và không có lớp

phủ HA lên đùi thỏ. Hình ảnh các bước phẫu thuật được thể hiện như trên hình 3.48.

Hình 3.48. Hình ảnh phẫu thuật cấy ghép nẹp vít lên đùi thỏ

Sau phẫu thuật, toàn bộ 6 cá thể thỏ đều tỉnh táo sau 1 - 3 giờ, có thể tự ăn

uống sau 6 giờ, tỷ lệ sống sót là 100 %. Tuy nhiên, hầu hết số thỏ tỏ ra mệt mỏi và

chậm chạp trong vòng 24 giờ đầu sau mổ. Vết mổ có dấu hiệu sưng nề nhẹ trong 2 -

3 ngày đầu tiên, tại chỗ vùng đùi vết mổ xung huyết nhẹ. Không có hiện tượng chảy

103

máu, chảy dịch từ vết mổ. Mép vết mổ khít, tổ chức dưới da không bị căng phồng,

tràn dịch, tràn khí. Đây là những biểu hiện bình thường của con vật sau khi thực hiện

phẫu thuật.

3.2.2.2. Các chỉ số huyết học trước và sau phẫu thuật

Bảng 3.12. Thành phần các tế bào máu trung bình trước và sau phẫu thuật

TB Bạch cầu Hồng cầu Huyết sắc tố Tiểu cầu (G/L) máu (G/L) (T/L) (g/dl) Thời điểm

8,69 ± 1,20 5,17 ± 0,36 94,66 ± 3,29 87,46 ± 19,18 Trước PT

11,54 ± 1,38 4,56 ± 0,12 87,16 ± 3,46 85,82 ± 9,19 Sau PT 1 ngày

12,32 ± 0,96 4,30 ± 0,60 84,50 ± 5,41 77,70 ± 7,04 Sau PT 3 ngày

11,77 ± 1,67 4,51 ± 0,18 83,58 ± 4,61 80,58 ± 5,67 Sau PT 7 ngày

8,92 ± 1,33 5,35 ± 0,57 97,80 ± 5,11 83,43 ± 7,84 Sau PT 1 tháng

8,59 ± 0,30 5,09 ± 0,42 93,57 ± 5,64 80,44 ± 11,14 Sau PT 3 tháng

Sai số (p) <0,05 <0,05 <0,05 <0,05

Sau phẫu thuật 1- 3 ngày số lượng tế bào máu ngoại vi của thỏ có sự biến đổi

lần lượt như sau: Hồng cầu, huyết sắc tố giảm trong khi số lượng bạch cầu tăng so

với thời điểm trước phẫu thuật. Tuy nhiên, các giá trị này vẫn trong giới hạn bình

thường. Đây có thể là do trong quá trình phẫu thuật can thiệp đặt nẹp vít vào xương

đùi thỏ đã gây chảy máu và kích hoạt phản ứng viêm của cơ thể. Ngoài ra cũng do

sau phẫu thuật, động vật bị ảnh hưởng bởi thuốc gây mê, đau từ vết mổ nên ăn uống

cũng kém hơn nên số lượng hồng cầu và huyết sắc tố có sự suy giảm. Trong giai đoạn

cấp tính sau phẫu thuật, các tế bào phụ trách miễn dịch, các tế bào có quá trình thực

bào như: bạch cầu N, M, Lympho sẽ được hoạt hóa tăng sinh đưa vào máu và đến các

cơ quan tổn thương nhiều hơn. Số lượng tiểu cầu ở ngày thứ 3 và thứ 7 sau phẫu thuật

giảm hơn so với thời điểm trước phẫu thuật. Điều này có thể là do sau phẫu thuật, cơ

thể phát động quá trình đông máu để hàn gắn, chống lại sự chảy máu của cơ thể. Quá

trình này đã huy động một lượng lớn tế bào tiểu cầu tham gia vào quá trình cầm máu

104

nên gây giảm số lượng tế bào tiểu cầu. Đây cũng là phản ứng bình thường của cơ thể

sau khi phẫu thuật can thiệp trên lâm sàng. Các tế bào ở máu ngoại vi có xu hướng

trở lại bình thường ở thời điểm sau phẫu thuật 7 ngày và hoàn toàn bình thường ở

thời điểm sau phẫu thuật 1 tháng. Kết quả này cho thấy cơ thể động vật tiến triển bình

thường, vết thương liền, không có các biến chứng gây viêm cấp tính và kéo dài sau

phẫu thuật đặt nẹp vít vào đùi thỏ.

3.2.2.3. Đánh giá hình ảnh đại thể vị trí ghép trên thỏ sau cấy ghép vật liệu kết xương

a. Vật liệu nẹp vít sau 3 tháng phẫu thuật.

Hình 3.49. Hình ảnh xương đùi và vật liệu titan xốp khi cắt rời sau phẫu thuật 3 tháng

Sau 3 tháng phẫu thuật, 6 con vật đều khỏe mạnh, vận động tự nhiên, ăn uống

bình thường, vết thương liền tốt và không có hình ảnh sưng nề tại vết mổ. Tại vết mổ

không thấy hiện tượng viêm nhiễm, rò rỉ dịch hay đùn đẩy vật liệu ghép ra ngoài. Tổ

chức dưới da vùng ghép và xung quanh không thấy biến đổi bất thường, không có

hạch và không xơ hóa. Không thấy hiện tượng nhuộm màu của vật liệu và các mảnh

vụn của vật liệu rơi ra vùng mô xung quanh vật liệu cấy ghép. Vùng mô cấy ghép vật

liệu (kể cả mô cơ và mô xương) sau khi bộc lộ sát vào vật liệu không quan sát thấy

dấu hiệu bất thường. Không thấy hiện tượng xơ hoá, hoại tử. Khối mô cơ chứa vật

liệu nẹp vít đàn hồi tốt, màu sắc hồng, trong, giống như vùng mô cơ xung quanh. Kết

quả này phản ánh quá trình liền vết thương tốt. Không có hình ảnh viêm quanh vị trí

ghép. Hình ảnh đại diện của vật liệu nẹp vít được lấy ra khỏi cơ thể thỏ như thể hiện

trên hình 3.49. Nẹp vít titan xốp được cố định tốt vào xương thỏ, không thấy sự viêm

nhiễm quanh nẹp và ốc vít với xương. Đặc biệt cơ bám rất chặt vào vật liệu nẹp vít,

khó bóc tách ở thời điểm 3 tháng sau phẫu thuật. Vùng mô xương tiếp xúc trực tiếp

105

với vật liệu và xung quanh vật liệu cũng tương tự vùng mô cơ: có màu trắng ngà,

xương bám chắc chắn vào nẹp vít, rất khó để tách vật liệu ra khỏi xương. Kết quả này

cho thấy vật liệu nẹp vít có khả năng tương thích sinh học tốt với cơ thể thỏ.

b. Một số hình ảnh về sự mọc xương trên thỏ sau 3 tháng thử nghiệm in vivo

Sau phẫu thuật 3 tháng, hình ảnh vi thể cho thấy có sự biến đổi của xương tại

vùng tiếp xúc với nẹp vít titan: vùng thân xương mật độ các tế bào xương nhiều, cốt

bào vây quanh các lá xương.

Hình 3.50. Ảnh hiển vi quang học qua mặt cắt ngang của các mẫu nẹp vít sau 3 tháng thử

nghiệm vivo

Hình 3.51. Hình ảnh đại thể của mẫu sau cấy ghép.

106

Vùng quanh chỗ tiếp xúc có sự xuất hiện của rất nhiều các tạo cốt bào, hình

thành một viền tế bào quanh vị trí ghép. Sự xuất hiện dày đặc các tế bào tạo cốt cho

thấy việc hình thành xương hay quá trình tái tạo ổ khuyết đang xảy ra mạnh mẽ. Điều

này cũng phù hợp với các nghiên cứu của một số tác giả [56, 114]. Hình ảnh về sự

mọc xương trên lên vật liệu nẹp vít được thể hiện trên hình 3.50. Nhận thấy, sau khi

thử nghiệm in-vivo các mẫu titan xốp có và không có lớp phủ HA đều có sự mọc

xương tốt. Trong đó, mẫu có lớp phủ HA khả năng mọc xương tốt hơn mẫu không có

lớp phủ. Trên hình 3.50 chỉ ra với mẫu không phủ HA thì ở khoảng giữa của nẹp vít

và ốc vít vẫn chưa có sự hiện diện của lớp tế bào xương mới. Trong khi đó với mẫu

phủ lớp HA, đã có sự xuất hiện của lớp xương mới ở khoảng giữa của nẹp và ốc vít.

Trên hình 3.51 cho thấy lớp xương mới mọc có chiều dày đến 115 µm. Để dễ dàng

quan sát thấy lớp tế bào xương mới mọc chùm lên nẹp vít, chúng tôi đã tiến hành loại

bỏ một phần tế bào xương để lộ ra phần nẹp vít và được chụp theo phương thẳng

đứng hình 3.51. Điều đó chứng tỏ rằng sự có mặt của lớp phủ HA trên nền titan xốp

đã kích thích cho quá trình mọc xương và giúp cho việc cố định của các nẹp vít với

các mô xương chủ khi được cấy ghép lâu dài trong cơ thể sống.

Tóm lại, lớp phủ HA trên nền titan có khả năng tương thích sinh học tốt với

cơ thể thỏ. Tại vùng mô cơ và mô xương xung quanh vật liệu cấy ghép không có hiện

tượng viêm nhiễm, các tế bào xương bám chặt vào vật liệu cấy ghép. Lớp HA có khả

năng kích thích sự mọc xương, kết quả là trong vòng 3 tháng cấy ghép, một lớp xương

mới mọc lên với chiều dày đến 115 µm.

107

KẾT LUẬN

1. Bằng phương pháp sol-gel sử dụng tiền chất H3PO4, lớp phủ HA trên nền titan

đã được nghiên cứu chế tạo và ảnh hưởng của các thông số công nghệ đến tính

chất của lớp phủ cũng đã được đánh giá. Một quy trình chế tạo lớp phủ HA và

FHA trên nền titan có khả năng tương thích sinh học cao đã được đề xuất với

các thông số cơ bản như sau: pH của sol bằng 7, số lớp quét là 5 lớp, nhiệt độ

nung 900 oC, thời gian nung 4 giờ.

2. Độ bền bám dính của lớp phủ HA đã được tiến hành nghiên cứu cải thiện bằng

cách xử lý bề mặt nền titan và sử dụng titan xốp. Với nền titan được xử lý anốt

hóa điện hóa tạo lớp phủ TiO2 trung gian, độ bền bám dính của lớp phủ HA

tăng đến 2 lần trong khi với nền titan xốp độ bền bám dính của lớp phủ tăng

đến 3 lần.

3. Một kỹ thuật khác để cải thiện tính chất của lớp phủ HA bằng cách thay đổi

thành phần hóa học tạo ra lớp phủ FHA cũng đã được nghiên cứu sử dụng. Kết

quả chỉ ra độ bền bám dính của lớp phủ FHA tăng gần 2 lần so với lớp phủ

HA trong khi vẫn đảm bảo được độ ổn định hóa học và khả năng tương thích

sinh học cao.

4. Trong các thử nghiệm đánh giá khả năng tương thích sinh học, các thử nghiệm

in-vitro cho thấy lớp phủ HA có khả năng chống ăn mòn và khả năng tương

thích sinh học tốt trong môi trường dịch giả cơ thể người SBF trong khi các

thử nghiệm in-vivo cho thấy, lớp phủ HA kích thích sự mọc xương và không

gây ra viêm nhiễm hoặc xơ hóa mô cơ và mô xương.

5. Các nghiên cứu và thử nghiệm cho thấy lớp phủ HA được chế tạo bằng phương

pháp sol-gel có khả năng tương thích sinh học cao và mở ra khả năng phát

triển để áp dụng thực tiễn trong kỹ thuật chỉnh hình tại Việt Nam.

108

ĐỀ XUẤT VÀ KIẾN NGHỊ

Đây là hướng nghiên cứu ứng dụng y sinh. Mặc dù đã có một số kết quả khả

quan, song vì số lượng cấy ghép còn hạn chế và độ lặp lại chưa cao. Vì vậy để có thể

đáp ứng những đòi hỏi y tế khắt khe, cần tiếp tục đầu tư nghiên cứu nhằm hoàn thiện

công nghệ chế tạo và thử nghiệm sản phẩm trên những loại động vật lớn hơn với số

lượng lớn và độ lặp lại cao nhằm tiến tới việc có thể thử nghiệm trên cơ thể con người.

109

NHỮNG ĐÓNG GÓP MỚI CỦA LUẬN ÁN

 Về khoa học:

 Mối quan hệ của các thông số công nghệ và tính năng của vật liệu đã được

nghiên cứu tỷ mỉ, từ đó làm sáng tỏ các kết quả nghiên cứu và đưa ra quy trình

chế tạo HA và FHA với các thông số cơ bản.

 Đã nghiên cứu nâng cao chất lượng lớp phủ bằng cách chế tạo lớp phủ TiO2

trung gian, Ti xốp và lớp FHA.

 Thử nghiệm in-vivo, in-vitro có kết quả tốt là bước đầu thuận lợi cho việc

nghiên cứu ứng dụng thực tiễn sau này.

 Về mặt ứng dụng:

Đã xây dựng được quy trình công nghệ chế tạo lớp phủ HA, FHA bằng phương

pháp sol-gel trên nền titan có khả năng tương thích sinh học cao bằng các thử nghiệm

in-vitro và in-vivo.

110

DANH MỤC CÔNG TRÌNH CỦA TÁC GIẢ

1. Ngo Thi Anh Tuyet, Nguyen Ngoc Phong, Pham Thy San, Doan Dinh

Phuong. Study on anodization process of titanium substrate for

improvement of biocompatible hydroxyapatite coating properties, Tạp chí

Khoa học và công nghệ 53,1A, 2015, 1-9.

2. Ngo Thi Anh Tuyet, Nguyen Ngoc Phong, Pham Thy San, Do Chi Linh,

Fabrication and characterization of biocompatible hydroxyapatite (HA)

coating on Titanium substrate by sol-gel method. Tạp chí Hóa học ISSN

0866-714, Tập 55, số 5e12, 2017, 410-414.

3. Ngo Thi Anh Tuyet, Nguyen Ngoc Phong, Pham Thy San, Do Chi Linh.

Characterization of fluoridated hydroxyapatite (FHA) sol-gel coating on

titanium substrate. Tạp chí Khoa học và công nghệ 55, 5B, 2017, 40-46.

4. Ngo Thi Anh Tuyet, Tran Viet Quan, Nguyen Ngoc Phong, Do Chi Linh.

Preparation of biocompatible Hydroxyapatite (HA) coating on Titanium

substrate by Sol-gel method, proceeding of The 7th International Workshop

on advanced materials science and nanotechnology 2014.

5. Ngo Thi Anh Tuyet, Doan Dinh Phuong, Nguyen Van Luan, Nguyen Ngoc

Phong, Pham Thy San. Evaluation of biocompatible of Hydroxyapatite

Coatings on Porous Titanium substrate prepared by Sol-Gel method.

Proceeding of The 5th Asian materials data symposium, 2016, 205-215.

111

TÀI LIỆU THAM KHẢO

Prasad, K., et al., Metallic Biomaterials: Current Challenges and Opportunities. Materials (Basel), 2017. 10(8): p. 1-33. Zheng, Y.F., X.N. Gu, and F. Witte, Biodegradable metals. Materials Science and Engineering: R: Reports, 2014. 77: p. 1-34. Fuentes, V.S.d.V.a.E., Titanium and Titanium Alloys as Biomaterials. Tribology - Fundamentals and Advancements, 2013: p. 155-181. Liu, X., P. Chu, and C. Ding, Surface modification of titanium, titanium alloys, and related materials for biomedical applications. Materials Science and Engineering: R: Reports, 2004. 47(3-4): p. 49-121. 5. Marc Long, H.J.R., Titanium alloys in total joint replacement—a materials

science perspective. Biomaterials, 1998. 19: p. 1621-1639. S. A. Adeleke, I.S.a.A.R.B., Hydroxyapatite layer formation on titanium alloys surface using micro-arc oxidation. ARPN Journal of Engineering and Applied Sciences, 2015. 10(21): p. 10101-10107. Tredwin, C.J., Sol-Gel Derived Hydroxyapatite, Fluorhydroxyapatite and Fluorapatite Coatings for Titanium Implants. A thesis submitted for the degree of Doctor of Philosophy, 2009: p. 1-289. Ignatev, M., et al., Plasma Sprayed Hydroxyapatite Coatings Modified with Silver Nanoparticles. Acta Metallurgica Slovaca, 2013. 19(1): p. 20-29. 9. Manjaiah, M. and R.F. Laubscher, A review of the surface modifications of titanium alloys for biomedical applications. Materiali in tehnologije, 2017. 51(2): p. 181-193. 10. Weng, W., et al., Sol–gel preparation of bioactive apatite films. Surface and Coatings Technology, 2003. 167(2-3): p. 292-296.

11. Hae Won Kima, H.-E.K., Jonathan C. Knowles, Fluor-hydroxyapatite sol-gel coating on titanium substrate for hard tissue implants. Biomaterials, 2004. 25(17): p. 3351-3358.

13.

12. Kim, H.-W., H.-E. Kim, and J.C. Knowles, Improvement of Hydroxyapatite Sol-Gel Coating on Titanium with Ammonium Hydroxide Addition. Journal of the American Ceramic Society, 2004. 88(1): p. 154-159. Thanh, Đ.T.M., Nghiên cứu chế tạo lớp phủ tổ hợp y sinh titannitrit và hydroxyapatit cấu trúc nano trên nền thép không gỉ, ứng dụng làm nẹp vít xương trong y tế,. Báo cáo tổng kết đề tài nghiên cứu khoa học và công nghệ, 2013.

14. Kulkarni, R.M.D.a.S.S., A Review on Biomaterials in Orthopedic Bone Plate Application. International Journal of Current Engineering and Technology, 2015. 5(4): p. 2587-2591.

15. Mitsuo Niinomi, M.N., Junko Hieda and Ken Cho, A review of surface modification of a novel low modulus β-type titanium alloy for biomedical applications. Int. J. Surface Science and Engineering,, 2014. 8(2): p. 138-152. 16. M. Hamadouche, L.S., CERAMICS IN ORTHOPAEDICS. British Editorial Society of Bone and Joint Surgery, 2000. 82(8): p. 1095-2000.

17. Agarwal, S., et al., Biodegradable magnesium alloys for orthopaedic applications: A review on corrosion, biocompatibility and surface modifications. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl, 2016. 68: p. 948-963.

112

19. 18. Nitesh R. Patel, P.P.G., A Review on Biomaterials: Scope, Applications & Human Anatomy Significance. International Journal of Emerging Technology and Advanced Engineering, 2012. 2(4): p. 91-101. S.Anil, P.S.A., H. Alghamdi and J.A. Jansen, Dental Implant Surface Enhancement and Osseointegration. Implant Dentistry 2011. 4: p. 83-108

20. Upendra Sharan Gupta, A.P., Vijay Gehlot, Jitendra jayant, Dr. M. L. Jain, A Review of Biocompatible Materials for Medical Implants Using Additive Manufacturing. Int J of Adv Res Sci, 2018. 7(5): p. 243-253.

21. Nikitas Sykaras, A.M.I., Victoria A. Marker, R. Gilbert Triplett, DDS /Ronald D. Woody, Implant Materials, Designs, and Surface Topographies: Their Effect on Osseointegration. A Literature Review. The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants, 2000. 15(5): p. 675-690.

22. Agnes Aruna John, S.K.J., Eko Supriyanto and A. Manikandan, Surface modification of titanium and its alloys for the enhancement of osseointegration in orthopaedics. Current Science, 2016. 111(6): p. 1003-1015.

24. 23. Moravej, M. and D. Mantovani, Biodegradable metals for cardiovascular stent application: interests and new opportunities. Int J Mol Sci, 2011. 12(7): p. 4250-70. Prakasam, M., et al., Biodegradable Materials and Metallic Implants-A Review. J Funct Biomater, 2017. 8(4): p. 1-15.

25. George M. KONTAKIS, J.E.P., Theodoros I. TOSOUNIDIS, John MELISSAS, Pavlos KATONIS, Bioabsorbable materials in orthopaedics. Acta Orthop. Belg, 2007. 73(2): p. 159-169.

26. Hiromoto, S., et al., In vitro and in vivo biocompatibility and corrosion behaviour of a bioabsorbable magnesium alloy coated with octacalcium phosphate and hydroxyapatite. Acta Biomater, 2015. 11: p. 520-30.

28.

27. Yang, J.X., et al., Modification of degradation behavior of magnesium alloy by IBAD coating of calcium phosphate. Surface and Coatings Technology, 2008. 202(22-23): p. 5733-5736. Santos, G.A.d., The Importance of Metallic Materials as Biomaterials. Advances in Tissue Engineering & Regenerative Medicine: Open Access, 2017. 3(1): p. 300-302.

29. A. Moroni, V.L.C., E.L. Egger, L. Trinchese and E.Y.S. Chao, Histomorphometry of hydroxyapatite coated and uncoated porous titanium bone implants. Biomaterials 1994. 15(11): p. 925-930.

30. Afrooz Latifia, A.A., Aliasghar Behnamghaderc, Sedigheh Joughehdousta, Sol-Gel Derived Titania Coating on Titanium Substrate. Iranian Journal of Pharmaceutical Sciences, 2008. 4(1): p. 17-22.

31. Osman, R.B. and M.V. Swain, A Critical Review of Dental Implant Materials with an Emphasis on Titanium versus Zirconia. Materials (Basel), 2015. 8(3): p. 932-958.

33.

32. C.N. Elias, J.H.C.L., R. Valiev, and M.A. Meyers, Biomedical Applications of Titanium and its Alloys. Biological Materials Science, 2008: p. 46-49. Lee, Y.-H., et al., Modified titanium surface with gelatin nano gold composite increases osteoblast cell biocompatibility. Applied Surface Science, 2010. 256(20): p. 5882-5887.

113

34.

Jody Redepenning, G.V., Jun Chen, Nathan Stafford, Electrochemical preparation of chitosan/hydroxyapatite composite coatings on titanium substrates. Wiley Periodicals, 2003: p. 411-416.

35. Korotin, D.M., et al., Surface Characterization of Titanium Implants Treated in Hydrofluoric Acid. Journal of Biomaterials and Nanobiotechnology, 2012. 03(01): p. 87-91. 36. Kim, H., et al., The biocompatibility of SLA-treated titanium implants. Biomed Mater, 2008. 3(2): p. 1-6.

37. Bsat, S., et al., Effect of Alkali-Acid-Heat Chemical Surface Treatment on Electron Beam Melted Porous Titanium and Its Apatite Forming Ability. Materials (Basel), 2015. 8(4): p. 1612-1625. 38. K. Fatehi, F.M., M.Solati Hashtjini, Effect of Alkali and Heat Treatment on Biomimetic HA Coating on Ti6Al4V. MISC, 2009. 41(2): p. 59-65.

40.

39. Cao, L., et al., Plasma spray of biofunctional (Mg, Sr)-substituted hydroxyapatite coatings for titanium alloy implants. Journal of Materials Science & Technology, 2019. 35(5): p. 719-726. Liang, Y., et al., Zinc ion implantationdeposition technique improves the osteoblast biocompatibility of titanium surfaces. Mol Med Rep, 2015. 11(6): p. 4225-31.

42.

41. K. Hayashi, T.M., K. Uenoyama, The effect of hydroxyapatite coating on bony ingrowth into grooved titanium implants. Biomaterials, 1999. 20: p. 111-119. titanium Lukaszewska-Kuska, M., et al., Hydroxyapatite coating on endosseous implants for improved osseointegration: Physical and chemical considerations. Adv Clin Exp Med, 2018. 27(8): p. 1055-1059.

43. Roxana Family, M.S.-H., Shahram Namjoy Nik, Ali Nemati Surface modification for titanium implants by hydroxyapatite nanocomposite. Caspian J Intern Med, 2012. 3(3): p. 460-465. 44. Wally, Z., et al., Porous Titanium for Dental Implant Applications. Metals,

45.

46. 2015. 5(4): p. 1902-1920. Zhang, E. and C. Zou, Porous titanium and silicon-substituted hydroxyapatite biomodification prepared by a biomimetic process: Characterization and in vivo evaluation. Acta Biomaterialia, 2009. 5(5): p. 1732-1741. Lopez-Heredia, M.A., et al., Bone growth in rapid prototyped porous titanium implants. J Biomed Mater Res A, 2008. 85(3): p. 664-673.

48.

47. Alireza Nouri, P.D.H.a.C.e.W., Biomimetic Porous Titanium Scaffolds for Orthopedic and Dental Applications. Biomimetics Learning from Nature, 2010. 21: p. 415-450. Eliaz, N. and N. Metoki, Calcium Phosphate Bioceramics: A Review of Their History, Structure, Properties, Coating Technologies and Biomedical Applications. Materials (Basel), 2017. 10(4): p. 1-104. 49. Larsen, S., Solubility of Hydroxyapatite. Nature, 1966. 212(5062): p. 605-605. 50. Carrado, A., et al., Nanoporous hydroxyapatite/sodium titanate bilayer on titanium implants for improved osteointegration. Dent Mater, 2017. 33(3): p. 321-332.

51. Dunya Abdulsahib Hamdi, Z.T.J., Kwangsoo NO, Jaegyu Kim, L.Thair, Thamir Abdul- Jabaar Jumaae, Investigation The Hydroxyapatite Coatings On Titanium Alloys Using Magnetron - Sputtered Process And Differentiate

114

Between Single And Triple Layers. Journal of Multidisciplinary Engineering Science and Technology (JMEST), 2015. 2(9): p. 2599-2608.

52. Voigt, J.D. and M. Mosier, Hydroxyapatite (HA) coating appears to be of benefit for implant durability of tibial components in primary total knee arthroplasty. Acta Orthop, 2011. 82(4): p. 448-59.

53. Wenping Jiang, J.C., Dinesh K. Agrawal, Ajay P. Malshe1, Huinan Liu, Improved Mechanical Properties of Nanocrystalline Hydroxyapatite Coating for Dental and Orthopedic Implants. Mater. Res. Soc. Symp. Proc, 2009. 114: p. 1-5. 54. Yang, B., Preparation of bioactive titanium metal via anodic oxidation treatment. Biomaterials, 2004. 25(6): p. 1003-1010.

56.

55. Yang, J., et al., Surface modification of titanium with hydroxyapatite layer induced by phase-transited lysozyme coating. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl, 2018. 92: p. 206-215. Zhang, B.G.X., Myers, D. E., Wallace, G. G., Brandt, M. & Choong,, Bioactive coatings for orthopaedic implants-recent trends in development of implant coatings. International Journal of Molecular Science, 2014. 15(7): p. 11878-11921.

57. Kim, H.W., et al., Hydroxyapatite and titania sol-gel composite coatings on titanium for hard tissue implants; mechanical and in vitro biological performance. J Biomed Mater Res B Appl Biomater, 2005. 72(1): p. 1-8. 58. Hae-Won, K., et al., Hydroxyapatite coating on titanium substrate with titania buffer layer processed by sol–gel method. Biomaterials, 2004. 25(13): p. 2533- 2538.

60.

61.

59. Mohseni, E., E. Zalnezhad, and A.R. Bushroa, Comparative investigation on the adhesion of hydroxyapatite coating on Ti–6Al–4V implant: A review paper. International Journal of Adhesion and Adhesives, 2014. 48: p. 238-257. Tredwin, C.J., et al., Hydroxyapatite, fluor-hydroxyapatite and fluorapatite produced via the sol-gel method: dissolution behaviour and biological properties after crystallisation. J Mater Sci Mater Med, 2014. 25(1): p. 47-53. Tredwin, C.J., et al., Hydroxyapatite, fluor-hydroxyapatite and fluorapatite produced via the sol-gel method. Optimisation, characterisation and rheology. Dent Mater, 2013. 29(2): p. 166-173.

63. 62. Batebi, K., B. Abbasi Khazaei, and A. Afshar, Characterization of sol-gel derived silver/fluor-hydroxyapatite composite coatings on titanium substrate. Surface and Coatings Technology, 2018. 352: p. 522-528. Elkoca, O., et al., Hydroxyapatite Coating on Cp-Ti Implants by Biomimetic Method. Advanced Materials Research, 2012. 445: p. 679-684.

64. Gurpreet Singh, H.S.a.B.S.S., The Effect of CaP Concentration on Corrosion Behavior of Plasma Sprayed Hydroxyapatite Coating on Titanium in Simulated Body Fluid. Singh et al., J Biomim Biomater Tissue Eng, 2013. 18(1): p. 1-6.

65. Desai, A.Y., Fabrication and Characterization of Titanium-doped Hydroxyapatite Thin Films. Degree of Master of Philosophy in Physics at the University of Cambridge, 2007: p. 1-66.

66. Mediaswanti, K., et al., Sputtered Hydroxyapatite Nanocoatings on Novel Titanium Alloys for Biomedical Applications. Advances in Properties Control, 2013: p. 21-44.

115

67.

Jankowski, T.G.N.a.A.F., Processing and characterization of hydroxyapatite coatings on titanium produced by magnetron sputtering. J. Mater. Res, 2001. 16(11): p. 3228-3245.

68. Adrian Nur, H.S., Arief Widjaja, I. Wuled Lenggoro, Electrochemical Processes for the Formation of Hydroxyapatite Powders. Bulletin of Chemical Reaction Engineering & Catalysis,, 2014. 9(3): p. 168-175.

70.

71.

72.

69. Kumoro, A.C., et al., The Current Density on Electrosynthesis of Hydroxyapatite with Bipolar Membrane. MATEC Web of Conferences, 2018. 156: p. 05015. Faghihi-Sani, M.-A., A. Arbabi, and A. Mehdinezhad-Roshan, Crystallization of hydroxyapatite during hydrothermal treatment on amorphous calcium phosphate layer coated by PEO technique. Ceramics International, 2013. 39(2): p. 1793-1798. Zhen-jun, W., L.-p. He, and Z.-z. Chen, Fabrication and characterization of hydroxyapatite/Al2O3 biocomposite coating on titanium. Transactions of Nonferrous Metals Society of China, 2006. 16(2): p. 259-266. Peng, Z., et al., Effect of Ti-OH groups on microstructure and bioactivity of TiO2 coating prepared by micro-arc oxidation. Applied Surface Science, 2013. 268: p. 381-386.

biocomposite nanotube coatings: Titania

73. Ahmadi, S., I. Mohammadi, and S.K. Sadrnezhaad, Hydroxyapatite based and anodic Fabrication, characterization and electrochemical behavior. Surface and Coatings Technology, 2016. 287: p. 67-75.

75.

76.

74. Drevet, R., et al., Electrophoretic deposition (EPD) of nano-hydroxyapatite coatings with improved mechanical properties on prosthetic Ti6Al4V substrates. Surface and Coatings Technology, 2016. 301: p. 94-99. S BHARATI, M.K.S.a.D.B., Hydroxyapatite coating by biomimetic method on titanium alloy using concentrated SBF. Bull. Mater. Sci., 2005. 28(6): p. 617-621. Li, N.-b., et al., The significant influence of ionic concentrations and immersion temperatures on deposition behaviors of hydroxyapatite on alkali- and heat-treated titanium in simulated body fluid. Thin Solid Films, 2018. 646: p. 163-172.

77. Klein, L.C., A review of: “Sol-Gel Science - The Physics and Chemistry of Sol-Gel Processing” Edited by C. Jeffrey Brinker and George W. Scherer. Materials and Manufacturing Processes, 1994. 9(5): p. 1007-1008. 78. WEST, A.L.H.a.J.K., The Sol-Gel Process. Chem. Rev, 1990: p. 33-72. 79. Tốp, L.K., Tạo màng bằng phương pháp Sol-Gel. 2015, Đại học Quốc gia Thành Phố Hồ Chí Minh. p. 1-12.

80. Vijayalakshmi, U., K. Prabakaran, and S. Rajeswari, Preparation and characterization of sol-gel hydroxyapatite and its electrochemical evaluation for biomedical applications. J Biomed Mater Res A, 2008. 87(3): p. 739-49.

81. Mehdi Mazar Atabaki, R.a.J., Jamaliah Idris, Sol-Gel bioactive glass coating for improvement of biocompatible human body implant. Association of Metallurgical Engineers of Serbia AMES, 2010. 16(3): p. 149-163. 82. C. J. Brinker, G.C.F., A. J. Hurd and C. S. Ashley, Fundamentals of Sol-Gel dip coating. Thin Solid Films, 1991. 201: p. 97-101.

116

83. Choudhury, P. and D.C. Agrawal, Sol–gel derived hydroxyapatite coatings on titanium substrates. Surface and Coatings Technology, 2011. 206(2-3): p. 360- 365.

84. Domínguez-Trujillo, C., et al., Sol-gel deposition of hydroxyapatite coatings on porous titanium for biomedical applications. Surface and Coatings Technology, 2018. 333: p. 158-162. 85. Choi1, B.B.-N.A.H., Sol-gel production of bioactive nanocoatings for medical

86.

87.

applications. Nanomedicine 2006. 1(3): p. 311-319. Ji, X., et al., Sol-gel-derived hydroxyapatite-carbon nanotube/titania coatings on titanium substrates. Int J Mol Sci, 2012. 13(4): p. 5242-53. Zhang, S., et al., Adhesion strength of sol–gel derived fluoridated hydroxyapatite coatings. Surface and Coatings Technology, 2006. 200(22- 23): p. 6350-6354.

88. Yang, Y.C. and B.Y. Chou, Bonding strength investigation of plasma-sprayed HA coatings on alumina substrate with porcelain intermediate layer. Materials Chemistry and Physics, 2007. 104(2-3): p. 312-319.

89. Hạnh, V.T., Tổng hợp và đặc trưng màng hydroxyapatitpha tạp một số nguyên tố vi lượng trên nền thép không gỉ 316L định hướng ứng dụng làm nẹp vít xương in Luận án Tiến Sĩ. 2018, tại Học viện Khoa học và Công nghệ. 90. Hijon, N., et al., Dip coated silicon-substituted hydroxyapatite films. Acta Biomater, 2006. 2(5): p. 567-574.

92.

91. Cheng, K., et al., Bonding strength of fluoridated hydroxyapatite coatings: A comparative study on pull-out and scratch analysis. Thin Solid Films, 2009. 517(17): p. 5361-5364. 99, A.F., Standard Test Method for Shear Testing of Calcium Phosphate Coatings and Metallic Coatings, in Designation: F 1044 – 99. 1999, ASTM International, West Conshohocken, PA.

94.

93. A. Costescu, I.P., F. Ungreanu, A. Dinischiotu, M. and F.H. Costache, S. Galaup, P. Lecoutumer, D. Predoi, Physico-chemical properties of nano-sized hexagonal Hydroxyapative powder synthesized by Sol-Gel. Digest Journal of Nanomaterials and Biostructures, 2010. 5(4): p. 989-1000. El Hadad, A.A., et al., Biocompatibility and Corrosion Protection Behaviour of Hydroxyapatite Sol-Gel-Derived Coatings on Ti6Al4V Alloy. Materials (Basel), 2017. 10(2): p. 2-25.

96.

97. 95. Bilton, M., S.J. Milne, and A.P. Brown, Comparison of Hydrothermal and Sol- Gel Synthesis of Nano-Particulate Hydroxyapatite by Characterisation at the Bulk and Particle Level. Open Journal of Inorganic Non-metallic Materials, 2012. 02(01): p. 1-10. Suchanek, K., et al., The influence of nanoporous anodic titanium oxide substrates on the growth of the crystalline hydroxyapatite coatings. Materials Chemistry and Physics, 2017. 186: p. 167-178. Tas, B.M.a.A.C.n., Dip Coating of Calcium Hydroxyapatite on Ti-6Al-4V Substrates. J. Am. Ceram. Soc., 2000. 83(4): p. 989-991.

98. Wen, C.E., et al., Hydroxyapatite/titania sol-gel coatings on titanium- zirconium alloy for biomedical applications. Acta Biomater, 2007. 3(3): p. 403-10.

117

99.

Sajjad Jafari, M.M.A., Jamaliah Idris, Comparative study bioactive coating of Ti-6Al-4V alloy and 316 L Stainless steel. Metall. Mater. Eng, 2011. 18(2): p. 145-158.

100. Dou, J., et al., Effects of sintering temperature on the properties of alumina/hydroxyapatite composites. Journal of Sol-Gel Science and Technology, 2017. 84(1): p. 23-27. 101. Enos, D.G., The Potentiodynamic Polarization Scan. Solartron Instruments a division of Solartron G, 1997(2): p. 1-13. 102. S. Agiladevi, S.R.,

J.Jeyasundari, M.Pandiarajan, CORROSION RESISTANCE OF METALS IN SIMULATED RINGER SOLUTION-A. Eur. Chem. Bull., 2013. 2(2): p. 84-87.

103. Vijayalakshmi, S.A.X.S.a.U., In vitro electrodeposition of Hydroxyapatite coatings on Ti-6Al-4V for biomedical applications. International Journal of ChemTech Research, 2015. 7(2): p. 958-962.

104. Markhoff, J., et al., Influence of Different Three-Dimensional Open Porous Titanium Scaffold Designs on Human Osteoblasts Behavior in Static and Dynamic Cell Investigations. Materials (Basel), 2015. 8(8): p. 5490-5507.

105. Tamilselvi, S., V. Raman, and N. Rajendran, Corrosion behaviour of Ti–6Al– 7Nb and Ti–6Al–4V ELI alloys in the simulated body fluid solution by electrochemical impedance spectroscopy. Electrochimica Acta, 2006. 52(3): p. 839-846. 106. Lu, T., et al., Enhanced osteointegration on

tantalum-implanted polyetheretherketone surface with bone-like elastic modulus. Biomaterials, 2015. 51: p. 173-183.

107. Jafari, S., M.M. Taheri, and J. Idris, Thick Hydroxyapatite Coating on Ti-6Al- 4V through Sol-Gel Method. Advanced Materials Research, 2011. 341-342: p. 48-52.

108. Hossein Eslami, M.S.-H., Mohammadreza Tahriri, Synthesis and Characterization of Hydroxyapatite Nanocrystals via Chemical Precipitation Technique. Iranian Journal of Pharmaceutical Sciences, 2008. 4(2): p. 127- 134.

109. Jafari, H., et al., Characterizing Sintered Nano-Hydroxyapatite Sol-Gel Coating Deposited on a Biomedical Ti-Zr-Nb Alloy. Journal of Materials Engineering and Performance, 2016. 25(3): p. 901-909.

111.

110. Miyazaki, H., et al., Thermal expansion of hydroxyapatite between −100 °C and 50 °C. Materials Science and Engineering: C, 2009. 29(4): p. 1463-1466. Ichikawa, Y., et al., Evaluation of Adhesive Strength of Thermal-Sprayed Hydroxyapatite Coatings Using the LAser Shock Adhesion Test (LASAT). Materials Transactions, 2007. 48(4): p. 793-798.

112. Devices, H.o.M.f.M., Overview of Biomaterials and Their Use in Medical Devices. Handbook of Materials for Medical Devices, 2003: p. 1-11. 113. Zhang, S., et al., Evaluation of adhesion strength and toughness of fluoridated hydroxyapatite coatings. Thin Solid Films, 2008. 516(16): p. 5162-5167. 114. Wang, Y., et al., Osteoblastic cell response on fluoridated hydroxyapatite coatings. Acta Biomater, 2007. 3(2): p. 191-7. 115. Shi, H., Formation mechanism of anodic TiO2 nanotubes. Advances in Engineering Research, 2017. 123(785-788): p. 785-788.

118

116. Eliaz, N., et al., The effect of surface treatments on the adhesion of electrochemically deposited hydroxyapatite coating to titanium and on its interaction with cells and bacteria. J Mater Sci Mater Med, 2011. 22(7): p. 1741-52.

117. Wijesinghe, W.P., et al., Preparation of bone-implants by coating hydroxyapatite nanoparticles on self-formed titanium dioxide thin-layers on titanium metal surfaces. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl, 2016. 63: p. 172- 84.

118. Grossin, I.D.D. and C.C.C. Rey, Plasma-Sprayed Apatite Coatings: Review of Physical-Chemical characteristics and Their Biological Consequences. Journal of Medical and Biological Engineering, 2014. 34(1): p. 1-7. ISO 13779-Implants for surgery — Hydroxyapatite —. 2008. 119.

119

Luận án Tiến sĩ Khoa học vật liệu: Nghiên cứu chế tạo các lớp phủ hydroxyapatit có khả năng tương thích sinh học trên nền vật liệu titan bằng phương pháp solgel

i

ii

iii

iv

v

vi

vii

viii

ix

x

xi

3- với pH trong khoảng 4- 6. Quá trình lắng đọng xảy ở catốt tại điện thế

3- theo tỉ lệ Ca/P = 1,67 dưới điện áp một chiều. Phương

3-. Quá trình

3-[70].

x]y+ 2(3-x) H+ (3.4)

oC, mẫu hầu như không có sự thay đổi khối lượng. Điều này cho thấy quá trình tạo ra

3- +2 OH-

- ...làm cản trở quá trình hòa tan lớp phủ. Đồng

2-, SO4

2-, H2PO4

3-, OH- có thể tạo ra lớp màng apatit theo chiều

3- + OH- + F-

3- sẽ tham gia

Có thể bạn quan tâm

Tài liêu mới

AI tóm tắt

Giới thiệu tài liệu

Đối tượng sử dụng

Từ khoá chính

Nội dung tóm tắt

Giới thiệu

Về chúng tôi

Việc làm

Quảng cáo

Liên hệ

Chính sách

Thoả thuận sử dụng

Chính sách bảo mật

Chính sách hoàn tiền

DMCA

Hỗ trợ

Hướng dẫn sử dụng

Đăng ký tài khoản VIP

093 303 0098

support@tailieu.vn

Phương thức thanh toán

Theo dõi chúng tôi

Facebook

Youtube

TikTok