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

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
khơng chỉ có khả năng chống ăn mịn, mài mịn và tính chất cơ học tốt, mà mô đun
đàn hồi và tỷ trọng của nó cịn 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 cơng thức là Ca10(PO4)6(OH)2 và dẫn xuất của
HA là fluorua-hydroxyapatite FHA có cơng thức Ca10(PO4)6(OH)2-xFx trong đó 0≤ x

1


≤ 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 khống 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 thơng
mạch máu, thậm chí làm vỏ não với giá thành rất cao và khơng chủ động được.
Trước tình hình đó, chúng tơi 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 cơng 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.

2


Ý nghĩa khoa học và thực tiễn:
Ý nghĩa khoa học
Mối quan hệ của các thơng số cơng 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 khơng 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.

3


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.

4


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, thối 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 hơng, 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 thối hóa. u 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
5


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. Q 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 vơ 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 mơ
sống. Trong khi đó, vật liệu hoạt tính sinh học là vật liệu có khả năng kích thích liên
kết với các mơ 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.

6


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 khơng 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, khơng 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 cromcoban…) 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 mơ cứng và mơ mềm. Tính chất
của các vật liệu kim loại sinh học được chỉ ra trong bảng 1.1.

7


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
Tính chất cơ Ổn định theo thời gian

Vật liệu phân hủy sinh học
Suy giảm theo thời gian

học
Ion giải phóng

Gây độc hại cho cơ thể

Ít hoặc khơng gây độc hại cho cơ
thể.

Tương tác với Trơ sinh học
mô

Hoạt tính sinh học cao

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 Khơng cần phẫu thuật lần 2 để

Ưu điểm
Nhược điểm

chống ăn mòn cao.

lấy vật liệu cấy ghép.

- Trơ sinh học

-Tốc độ phân hủy quá nhanh

- Phải tiến hành phẫu thuật lại -Tính chất cơ lý của vật liệu cấy
để lấy vật liệu cấy ghép.
Cách
phục

khắc - Xử lí, sửa đổi bề mặt

ghép giảm theo thời gian.
- Xử lí bề mặt

-Tạo các lớp phủ bề mặt có - Tạo các lớp phủ giúp che chắn
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 ngồi thì việc cấy ghép trở nên thất
bại. Cơ chế đào thải vật liệu cấy ghép có thể diễn ra như mơ phỏng trên hình 1.2a. Sự
kết dính của tiểu bào sẽ kích hoạt giải phóng các tác nhân đơng 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
8


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 cơng. Tại vị trí cấy ghép các mơ 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 mơ hạt (khối máu tụ), tiếp theo là hình thành mơ 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 mơ, 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]

9


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 tồn thế
giới để mơ 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 hịa tan hồn toàn sau khi
hoàn thành việc hỗ trợ làm liền các mơ mà khơng cịn 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 thối thích hợp trong cơ thể con người.

10


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 hồn tồn.
Mặc dù có nhiều ưu điểm nhưng vật liệu phân hủy sinh học có tốc độ ăn mịn
cao trong điều kiện mơi 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 tồn vẹn cơ học trước khi các mơ 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 sốt tốc độ phân hủy và giải phóng ion
trong mơi 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
11

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
đốn 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 Bioinert 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 mơi 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
12


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 mịn, 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 mịn 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 mịn 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 khơng gỉ thơng thường có
chứa Ni và thép khơng gỉ khơng 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 mịn 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]

13


Thép khơng 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 cịn 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 [3,1820]. Độ bền kéo của hợp kim Co-Cr nằm trong khoảng 655 - 1896 MPa, trong khi Ti6Al-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 q lớn nên khó gia cơng định
hình. Hiện nay, cơng 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].

14


1.1.2.3. Vật liệu titan
Trong suốt 50 năm qua, đã có một số lượng lớn các cơng 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 ơxít rất mỏng bám chặt trên nền kim loại tạo nên hàng rào bảo vệ. Lớp màng
mỏng này chủ yếu là titan ơxít (TiO2) ở dạng vơ định hình, khơng bị hịa 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 (mơ đun đàn hồi thấp)

8

Ti-40Ta, Ti-50Ta

β (Chống ăn mịn 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
15


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 hơng, 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 mịn 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
16


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 mịn
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 mơ tế bào
khơng có khả năng phát triển trên các implant đó. Ngồi 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 mơ 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
17


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
Tên
TT phương

Đặc điểm
pháp
1
Tẩm thực Dùng Hỗn hợp
axit
axit (HNO3 và
(etching) HF)
[35]

Mục đích

Vai trị

Ghi chú

Loại bỏ có chọn
lọc các tạp chất
từ bề mặt kim
loại và tạo độ
nhám bề mặt

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

Thường được
kết hợp với
phương pháp
xử lí bề mặt
khác

2

Phương
pháp
phun cát
[36]

Phun các hạt
alumina
(Al2O3)

Tạo độ nhám bề
mặt thay đổi
theo kích thước
hạt alumina.

3

Xử lí
kiềm

nóng [37,
38]

Ngâm trong
dung dịch
kiềm (NaOH)
nóng

Tạo ra lớp apatit Q trình
chứa natri
thẩm thấu và
titanat
mọc xương
được tăng
cường

4

Xử lý
plasma
[39]

Ơxy hóa hồ
quang plasma

Tạo ra năng
lượng tự do bề
mặt lớn

5

Phương
pháp cấy
ion hóa
[40]

Dùng điện
trường để gia
tốc các ion
(Bạc, Kẽm)
tác động vào
bề mặt vật liệu

Thay đổi các
đặc tính vật lý
của vật liệu

Xử lí hai
bước (phun
cát + tẩy
bằng axit)

-Ngâm 2
bước (kiềm
ấm (60 oC +
dung dịch
kiềm nóng
(600 oC)
Khả năng
khơng có sự

tương thích
thay đổi hóa
sinh học của học đáng kể
vật liệu được so với bề mặt
cải thiện
Ti tinh khiết.
Tăng tốc độ Được thực
hình thành
hiện sau khi
xương mới
đã phun cát
và tăng mật
và xử lí axit
độ khống
xương

18


6

Tạo lớp
phủ
apatit
[41-43]

Tạo lớp canxi
phốt phát

Tạo lớp phủ

Kích thích
tương đồng về
sự hình
cấu trúc, thành
thành xương
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 khơng
được tác động, kích thích đủ lớn, xương sẽ khơng 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
khơng 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 mơ 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
(khơng 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 mơ 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:
19


- 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 hơng thì
một cấu trúc kim loại xốp hồn tồn khơng 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
cơ lập hồn tồn) và lỗ rỗng mở (lỗ kết nối, liên thơng với nhau). Trong đó, dạng lỗ
rỗng mở được ứng dụng nhiều hơn cho cấy ghép y tế do nó cung cấp một mơi 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]

20


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]

21


Nhìn chung, khơng 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 vơ 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

Cơng thức hóa học

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

Tỉ lệ Ca/P
0,5

mono hydrat)
DCPA

(dicanxi

phot

phat CaHPO4

1,0

anhydrous, Monetite)
DCPD (dicanxi phot phat dehydrat, CaHPO4.2H2O

1,0

Brushite)
Octacanxi phot phat (OCP)

Ca8(HPO4)2(PO4)4.5H2O

1,33

Tri- canxi photphat (α, β-TCP)

Ca3(PO4)2

1,5

ACP (amorphous canxi phot phat)

CaxHy(PO4 )z.nH2O, n = 3–

1,2-2,2

4,5; 15%–20% H2O
CDHA (canxi deficient

Ca10−x (HPO4 )x(PO4 )6−x

hydroxyapatite, CDHAp;

(OH)2−x (0 < x < 2)

1,50-1,67

precipitated HAp, pHA, pHAp)
22


Hydroxyapatit (HA)

Ca10(PO4)6(OH)2

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

1,67
2,0

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 khơng
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 hịa 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 vơ 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 trị 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 khống 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.

23


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 cơng 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 khống 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 mơ
cứng ở động vật có vú. HA chiếm tới 60 % trong khống 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
Men răng

Ngà răng

xương

HA

Ca

36,5

35,1

34,8

39,6

P

17,1

16,9

15,2

18,5

Ca/P

1,63

1,61

1,71

1,67

Tổng các chất vô cơ

97

70

65

100

Hữu cơ (%)

1,5

20

25

--

Nước (%)

1,5

10

10

--

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

Thành phần %

Thông số mạng (±0,003Ǻ)

24


HA có tinh thể dạng hình lục giác với nhóm khơng 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 mơ 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 mơi 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, khơng có hoặc
có rất ít hàm lượng kim loại gây độc cho tế bào trong thành phần của nó, khả năng
chống ăn mịn 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 mịn cao, mơ đun đàn hồi thấp (nhỏ hơn 50 % so với hợp kim Co-Cr).
25