Nghiên ứu ải thiện khả năng hống ăn mòn sinh họ ủa hợp kim magie zk60 ho ứng dụng vào y sinh

Trang 1 LUẬN VĂN THẠC SĨ Nghiên c u c i thiứảện kh ả năng chống ăn mòn sinh học của h p kim ợ Trang 3 Với lòng biết ơn sâu sắc và tình cảm quý báu cho phép tôi gửi lời cảm ơn chân thành

LUẬN VĂN THẠC SĨ

Nghiên c u c i thi ứ ả ệ n kh ả năng

chố ng ăn mòn sinh họ c củ a h p kim ợ

NGUY N THÀNH TRUNG Ễ

Trung.NTCA180177@sis.hust.edu.vn Ngành Khoa h c v ọ ậ t li u ệ

Giảng viên hướng d n chính: ẫ Đơn vị:

Với lòng biết ơn sâu sắc và tình cảm quý báu cho phép tôi gửi lời cảm ơn chân thành nhất tới:

- Trường Đại học Bách khoa Hà Nội, Viện Khoa học và Kỹ thuật Vật liệu,

Bộ môn Vật liệu và ông nghệ đC úc cùng các thầy cô đã tận tình chỉ dạy và tạo điều kiện giúp đỡ tôi trong quá trình học tập, nghiên cứu và hoàn thành luận văn thạc sỹ

- Đặc biệt tôi xin bày tỏ lòng biết ơn sâu sắc đến Thầy PGS TS Phạm Mai Khánh và TS Nguyễn Việt Nam đã luôn tận tình hướng dẫn, chỉ bảo, giúp đỡ và động viên tôi trong suốt quá trình nghiên cứu và hoàn thành đề tài này

- Cảm ơn bạn bè và đồng nghiệp ở các đơn vị: ệnh viện Trung ương quân Bđội 108, Cục Kiểm định Hải quan, Viện Hàn lâm Khoa học và Công nghệ Việt Nam đã luôn giúp đỡ tôi trong quá trình học tập và nghiên cứu đề tài

- Tôi xin cảm ơn Quỹ phát triển Khoa học và Công nghệ Quốc gia (NAFOSTED) đã tài trợ kinh phí nghiên cứu trong quá trình thực hiện luận văn này với mã số đề tài 103.02-2018.56

Mặc dù đã cố gắng rất nhiều, nhưng bài luận không tránh khỏi những thiếu sót; tôi rất mong nhận được sự thông cảm, chỉ dẫn, giúp đỡ và đóng góp ý kiến của các nhà khoa học, của quý thầy cô và các bạn đồng nghiệp

Xin chân thành cảm ơn!

C u trúc c a luấ ủ ận văn bao gồm 4 chương như sau:

Chương 1: Giới thi u t ng quan v v t li u y sinh, nh ng h v t li u y ệ ổ ề ậ ệ ữ ệ ậ ệsinh đang đượ ức ng d ng hi n nay trên th gi i và nh ng h n ch c a chúng Lý ụ ệ ế ớ ữ ạ ế ủ

do l a ch n h p kim Mg ZK60 và công ngh ph ự ọ ợ ệ ủ cũng sẽ được trình bày chi tiết trong chương này để làm rõ m c tiêu c a đ tài ụ ủ ề

Chương 2: Các quy trình thí nghiệm và phương pháp đánh giá vật li u s ệ ẽđược trình bày chi ti t trong ph n này Các khâu t chu n b v t li u, quy trình ế ầ ừ ẩ ị ậ ệ

phủ, phân tích đánh giá lớp phủ, đánh giá tốc độ ăn mòn sinh học, đánh giá độbám dính của lớp ph s ủ ẽ được mô t chi ti t và c ả ế ụthể

Chương 3: Chương này sẽ đưa ra những k t qu ế ả được phân tích và đánh giá ở chương 2 Những k t qu v thành ph n và c u trúc c a l p phế ả ề ầ ấ ủ ớ ủ, đặc tính

ăn mòn của v t li u và kh ậ ệ ả năng bám dính của v t liậ ệu được phân tích và đánh giá K t qu c a m t s nghiên cế ả ủ ộ ố ứu đã công bố trên m t s v t liộ ố ậ ệu tương tự ẽ s được so sánh v i k t qu c a nghiên c u này ớ ế ả ủ ứ

Chương 4: Những k t lu n quan tr ng nh t s ế ậ ọ ấ ẽ được tóm t t và trình bày ắ

H C VIÊN Ọ

Ký và ghi rõ họ tên

CHƯƠNG I: TỔNG QUAN 11.1 T ng quan v v t li u y sinh hi n nay 1ổ ề ậ ệ ệ1.2 Nh ng h n ch cữ ạ ế ủa các hệ ậ ệ v t li u y sinh hi n nay 9ệ1.3 T ng quan v v t li u y sinh n n Mg có kh ổ ề ậ ệ ề ả năng tự phân h y sinh h 10ủ ọc 1.4 Lựa chọn vật liệu và công ngh 14ệ

1.4.1 Lý do lựa chọn h p kim ZK60 14ợ1.4.2 Lý do lựa chọn làm vật liệu ph HA và OCP 16ủ1.5 Kết luận chương 1 19CHƯƠNG II: PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU VÀ CÁC QUY TRÌNH 20THÍ NGHIỆM 202.1 Ph m u 20ủ ẫ2.2 Phân tích m u sau ph 22ẫ ủ2.3 Th nghiử ệm nhúng đánh giá tốc đ ăn mòn sinh học tĩnh củộ a v t li u 22ậ ệ2.4 Th nghiử ệm ăn mòn điện hóa đánh giá tốc độ ăn mòn động của vật liệu 242.5 Đánh giá độ bám dính c a v t li u 24ủ ậ ệ2.6 Phân tích mẫu sau ăn mòn và sau khi đo độ bám dính 25CHƯƠNG 3: KẾT QU VÀ TH O LU N 26Ả Ả Ậ3.1 Thành ph n và c u trúc cầ ấ ủa lớp ph 26ủ3.2 Cơ chế hình thành l p ph 30ớ ủ3.3 Đặc tính ăn mòn sinh học tĩnh của v t li u 32ậ ệ3.4 Đặc tính ăn mòn động c a v t li u 40ủ ậ ệ3.5 Đặc tính bám dính c a l p ph 42ủ ớ ủCHƯƠNG 4: KẾT LU N 47ẬTÀI LIỆU THAM KH O 49Ả

Hình 1.1 Nh ng ví d v ng d ng c a v t li u y sinh trong ch ữ ụ ề ứ ụ ủ ậ ệ ấn thương chỉ nh hình: 1 Hình 1.2 Quá trình phân h y sinh h c c a v t li u y sinh n n Mg sau 1, 3, và 6 ủ ọ ủ ậ ệ ề tuần 12 Hình 2.1 T ổ ng quan v quy trình thí nghi ề ệ m 20 Hình 2.2 Quy trình phủ HA và OCP 21 Hình 2.3 Mô hình thí nghi m th ệ ử nhúng trong dung d ch Hanks 24 ị Hình 2.4 Mô hình thí nghiệ m đo đ ộ bám dính c a l p ph 24 ủ ớ ủ Hình 3.1 Ph nhi u x tia X c a m u h p kim ZK60 không ph , m u ph t i pH ỗ ễ ạ ủ ẫ ợ ủ ẫ ủ ạ 5.5, và m u ph t i pH 7.5 26 ẫ ủ ạ Hình 3.2 Hình thái b m t các m u, a m u không ph , b m u ph pH 5.5, và ề ặ ẫ ẫ ủ ẫ ủ ở

c mẫ u ph pH 7.5 27 ủ ở Hình 3.3 Hình nh SEM c a các m u: a) m u không ph , b và d) m u ph pH ả ủ ẫ ẫ ủ ẫ ủ ở 5.5, c và e) m u ph pH 7.5 29 ẫ ủ ở Hình 3.4 Cơ chế hình thành l p ph HA trên b m t h p kim Mg 30 ớ ủ ề ặ ợ Hình 3.5 Các ph n ng hóa h ả ứ ọc và cơ chế hình thành l p ph HA trên b m ớ ủ ề ặt

h p kim Mg 31 ợ Hình 3.6 Lượ ng ion Mg 2+ gi ả i phóng ra dung dịch trong quá trình thử nhúng 32 Hình 3.7 Lượ ng khí hydro gi i phóng ra trong quá trình th nhúng 33 ả ử Hình 3.8 Bề ặ m t củ a các m u sau 14 ngày th nhúng 34 ẫ ử Hình 3.9 Hình thái b m t và k t qu phân tích EDS c a m u không ph sau th ề ặ ế ả ủ ẫ ủ ử nhúng 35 Hình 3.10 Hình thái b m t và k t qu phân tích EDS c a m u ph OCP sau th ề ặ ế ả ủ ẫ ủ ử nhúng 36 Hình 3.11 Hình thái b m t và k t qu phân tích EDS c a m u ph HA sau th ề ặ ế ả ủ ẫ ủ ử nhúng 37 Hình 3.12 Cơ chế ăn mòn củ a m u ph OCP 39 ẫ ủ Hình 3.13 Đườ ng cong phân c c an t trong thí nghi ự ố ệm ăn mòn điệ n hóa 40

Hình 3.15 K t qu ế ả đo độ bám dính c a l p ph HA và l p ph OCP b ng ủ ớ ủ ớ ủ ằ phương pháp pull off .42 Hình 3.16 K t qu ế ả đo độ bám dính c a l p ph : a) l p ph ủ ớ ủ ớ ủ thự c hi n nghiên ệ ở

c u này, b) k ứ ế t quả được thực hiệ n b i Ngô T A Tuy t và các c ng s [36] .43 ở ế ộ ự Hình 3.17 Bề ặ m t m u sau thí nghi ẫ ệm đo độ bám dính .44 Hình 3.18 K t qu phân tích EDS trên b m t m u ph OCP sau thí nghi ế ả ề ặ ẫ ủ ệm đo

độ bám dính .45 Hình 3.19 K t qu phân tích EDS trên b m t m u ph HA sau thí nghi ế ả ề ặ ẫ ủ ệm đo độ bám dính .46

B ng 1.1 Thành ph n hoá h ả ầ ọc củ a thép K92, n ẹp AO, đinh stainmann 4

B ng 1.2 Thành ph n hoá h ả ầ ọ c củ a h p kim cô ban s d ợ ử ụng để chế ạ t o các 5

phương tiệ n k ết xương 5

B ng 1.3 Thành ph n hoá h c c a ti tan và h p kim titan s d ng cho các ả ầ ọ ủ ợ ử ụ phương tiệ n k ết xương 7

Bảng 1.4: Tốc độ ăn mòn của một vài vật liệu nền Mg trong các môi trường [30] 13

B ng 1.5: Thành ph n các nguyên t trong h p kim ZK60 ả ầ ố ợ 15

B ảng 1.6: Cơ tính củ a h p kim ZK60 ợ 16

B ng 1.7 Các h p ch ả ợ ất Ca P phổ ế 17 - bi n B ng 2.1 Thành ph n hóa h ả ầ ọc củ a dung d ch Hanks ị 23

B ng 3.1 K ả ế t quả thế ăn mòn và mậ ộ t đ d òng ăn mòn củ a các m u ẫ 41

Thế ỷ 21 bước sang như giai đoạ k n m u cho cu c cách m ng khoa h c ở đầ ộ ạ ọ

k ỹ thuậ ầt l n th 4 Khoa h c vứ ọ ật liệu được xem như lĩnh vực quan tr ng nhọ ất đóng góp vào cuộc cách m ng khoa h c k thu t này Nhi u v t li u mạ ọ ỹ ậ ề ậ ệ ới được nghiên c u và ch t o nhứ ế ạ ằm đáp ứng nh ng nhu c u phát tri n c a các ngành ữ ầ ể ủcông nghiệp Trong đó, vật li u kim lo i vệ ạ ẫn đóng một vai trò vô cùng quan trọng cho s phát triự ển đó Ở Vi t Nam, ngành khoa h c và k thu t v t liệ ọ ỹ ậ ậ ệu đã

có r t nhiấ ều đóng góp cho nhiều lĩnh vực khác nhau như ngành công nghiệp bán

d n, công nghi p luy n gang thép, ngành hàng không và ô tô Tuy nhiên, mẫ ệ ệ ột lĩnh vực r t tr ng yếấ ọ u là ng d ng khoa h c v t li u vào y h c v n còn là m t ứ ụ ọ ậ ệ ọ ẫ ộ

vấn đề khá m i m và còn nhi u thách th c Vì v y, ớ ẻ ề ứ ậ tôi đã quyết định l a ch n ự ọ

v t liậ ệu ứng dụng vào y sinh là hướng nghiên cứu chính cho chương trình học thạc sĩ của mình

L ch s phát tri n c a ngành khoa h c v t li u ng d ng trong y sinh g n ị ử ể ủ ọ ậ ệ ứ ụ ắliền v i s phát tri n c a công ngh s n xu t các lo i v t li u kớ ự ể ủ ệ ả ấ ạ ậ ệ ết xương và cấy ghép Hơn 300 năm trước, m t s kim loộ ố ại đã đượ ử ụng trong điềc s d u tr và quá ịtrình nghiên c u tìm các lo i kim lo i và v t li u m i ph c v ứ ạ ạ ậ ệ ớ ụ ụ điều tr trong chị ấn thương chỉnh hình v n ti p tẫ ế ục cho đến nay Những năm gần đây, nhu cầu c y ấghép v t li u thay th trên th giậ ệ ế ế ới đang có dấu hiệu tăng mạnh Không ngo i l , ạ ệViệt Nam cũng nằm trong xu hướng này, có th thể ấy được m t s lý do d n t i ộ ố ẫ ớtình trạng trên như sau:

Quá trình công nghi p hóa và hiệ ện đại hóa trên th gi i d n t i tình tr ng ế ớ ẫ ớ ạnhi u b nh t t ph c t p và nguy hi m m i xu t hiề ệ ậ ứ ạ ể ớ ấ ện, trong đó hơn 90% dân số

thế giới có độ ổtu i trên 40 tu i m c nh ng b nh v ổ ắ ữ ệ ề xương như thoái hóa, viêm xương,… Hầu hết các trường h p này cợ ần được c y ghép v t li u thay th duy ấ ậ ệ ế đểtrì chức năng

Ở Vi t Nam, nghiên c u và s n xu t thi t b y t , thi t b cệ ứ ả ấ ế ị ế ế ị ấy ghép xương chưa đượ ậc t p trung phát triển nên đa số các thi t b y t ế ị ế này được nh p kh u t ậ ẩ ừnước ngoài v i giá thành cao Bên cớ ạnh đó, theo thống kê c a B Giao Thông ủ ộ

V n Tậ ải, hàng năm ở nước ta có tới hơn 30 nghìn tai nạn giao thông đường b ộ

M t s l n nh ng chộ ố ớ ữ ấn thương do tai nạn giao thông đòi hỏi ph u thu t s a ch a, ẫ ậ ử ữ

cấy ghép xương ngay, d n t i nhu c u l n v ẫ ớ ầ ớ ềcác vật liệu này

thực tiễn đóng vai trò rất quan tr ng Hi n nay, nh ng h v t liọ ệ ữ ệ ậ ệu như inox 316L,

h p kim Cr-Co, hay hợ ợp kim Titan đang được ứng d ng r ng rãi trong y hụ ộ ọc, đặc

biệt là chế ạ t o các chi ti t thay th ế ế xương, khớp Tuy nhiên, nh ng h vữ ệ ật liệu này

v n còn t n t i nh ng yẫ ồ ạ ữ ếu điểm như mô đun đàn hồi cao hay có s ự ăn mòn hoặc mài mòn trong môi trường cơ thể Bên cạnh đấy, nh ng chi ti t ch t o b ng ữ ế ế ạ ằ

nh ng h v t li u này yêu c u quá trình ph u thu t lữ ệ ậ ệ ầ ẩ ậ ại để tháo b chi ti t sau khi ỏ ếxương hồi ph c Vì v y, nhụ ậ ững năm gần đây, các nhà nghiên cứu trên th gi i ế ớđang tập trung vào nghiên c u phát tri n nh ng h v t li u mứ ể ữ ệ ậ ệ ới trong đó có ợh p kim magie (Mg) nhằm thay th m t s h v t li u truy n th ng H p kim Mg vế ộ ố ệ ậ ệ ề ố ợ ới

độ ền riêng cao, mô đun đàn hồi tương đương với mô đun đàn hồ ủa xương, b i ctính tương thích sinh họ ốt, và đặc t c bi t có kh ệ ả năng ự t phân h y sinh h c trong ủ ọmôi trường cơ thể ẽ không đòi hỏ s i ph u thu t tháo b chi tiẩ ậ ỏ ết được xem như một

h v t li u r t tiệ ậ ệ ấ ềm năng để chế ạ t o các chi ti t thay th ế ế xương trong tương lai Hiện nay, đã có mộ ốt s quốc gia như Đức, Hàn Quốc đã ứng d ng các chi ti t ụ ếđược ch t o t v t li u nế ạ ừ ậ ệ ền Mg vào cơ thể người và k t qu thế ả u được r t kh ấ ảquan

Vì vậy, đề tài này s t p trung nghiên c u c i thi n kh ẽ ậ ứ ả ệ ả năng chống ăn mòn sinh h c c a h p kim Mg ZK60 nhọ ủ ợ ằm ứng d ng ch t o các chi ti t thay th ụ ế ạ ế ếxương có kh ả năng tự tiêu h y ủ

CHƯƠNG I: ỔT NG QUAN 1.1 T ng quan v v ổ ề ậ t liệu y sinh hiện nay

V t li u y sinh là v t li u có ngu n g c t nhiên hay nhân t o, s dậ ệ ậ ệ ồ ố ự ạ ử ụng đểthay th hoế ặc điều tr các c u trúc sinh h c b m t ho c b ị ấ ọ ị ấ ặ ị chấn thương nhằm khôi ph c các c u trúc và ph c h i chụ ấ ụ ồ ức năng cho bệnh nhân [1] Hình 1.1 là

nh ng ví d v v t liữ ụ ề ậ ệu y sinh đượ ức ng d ng làm các chi ti t thay th ụ ế ế xương, cụ

th là khể ớp g i, kh p mông, và các b nố ớ ộ ẹp vit dùng để ố định xương bị c gãy

Hình 1.1 Nhữ ng ví d v ng d ng c a v t li u y sinh trong ch ụ ề ứ ụ ủ ậ ệ ấn thương chỉ nh hình: a) v t li u làm kh p mông và kh p g i, b) v t li u làm n p vít c ậ ệ ớ ớ ố ậ ệ ẹ ố

định xương

a

b

Hiện nay, v i s phát tri n m nh m ớ ự ể ạ ẽ trong các lĩnh vực như công nghệsinh h c, v t li u sinh h c, k ọ ậ ệ ọ ỹ thuật mô, t bào và sinh h c phân t , khoa hế ọ ử ọc polymer, và các lĩnh vực liên quan đã mang đến r t nhi u ti n b v ấ ề ế ộ ề y dược đặc

biệt là trong các lĩnh vực c y ghép, ch nh hình V t li u cấ ỉ ậ ệ ấy ghép trong lĩnh vực điều tr chị ấn thương và chỉnh hình được s dử ụng để điều tr ho c thay th nh ng ị ặ ế ữ

b ph n b ộ ậ ị chấ thương hoặn c b mị ất đi bởi một lý do nào đó giúp b nh nhân tr ệ ở

l i cu c s ng ạ ộ ố bình thường cũng như kéo dài tuổi th ] V t li u c y ghép bao ọ[2 ậ ệ ấ

g m: ch khâu sinh hồ ỉ ọc, đinh vít, tấm nẹp xương, khớp thay th , các thi t b nhân ế ế ị

t o khác ( ng stent, tim nhân t o ) Yêu c u cạ ố ạ … ầ ầu đầu tiên và quan tr ng nhọ ấ ốt đ i

v i vi c l a ch n v t li u c y ghép sinh h c (implant) là s ớ ệ ự ọ ậ ệ ấ ọ ựchấp nh n cậ ủa cơ thểcon ngườ ứi t c là kh ả năng tương thích sinh họ ốc t t Hi n nay, các lo i v t li u ệ ạ ậ ệ

ph biổ ến được sử ụ d ng làm vật liệu y sinh là kim lo i, polyme, g m s và vạ ố ứ ật liệu

t h p [3 ổ ợ ]

Những năm gần đây, ngành khoa h c v t li u kim lo i ọ ậ ệ ạ đóng một vai trò thiế ết y u cho việc điều tr ị xương bị chấn thương hoặc thay th ế xương bị ỏ h ng hoàn toàn mà không có kh nả ăng phục h i B i kim lo i thích hồ ở ạ ợp hơn trong các

ứng d ng ch u t i tr ng so v i v t li u polyme và g m do s k t h p giụ ị ả ọ ớ ậ ệ ố ự ế ợ ữa độ ề b n

cơ học và độ ẻ d o dai c a chúng [4] ủ

Có ba lo i v t liạ ậ ệu được s d ng ph bi n và r ng rãi trong c y ghép ử ụ ổ ế ộ ấchỉnh hình là: thép không g 316L, h p kim Titan và h p kim Côban - crôm ỉ ợ ợNhững v t liậ ệu này được xem là nh ng v t li u kim lo i c y ghép ữ ậ ệ ạ ấ vĩnh cửu b i ởchúng trơ về m t sinh h c và có kh ặ ọ ả năng tồ ại lâu dài trong cơ thể con ngườn t i

do kh ả năng chống ăn mòn sinh h c t t cọ ố ủa chúng Hơn nữa, nh s k t h p t t ờ ự ế ợ ố

của cơ tính và khả năng chống n t gãy, các v t li u c y ghép ứ ậ ệ ấ vĩnh cửu được ch p ấ

nh n và s d ng r ng rãi trong vi c thay th ậ ử ụ ộ ệ ếhoặc cố định xương trong phẫu thuật chỉnh hình

Trong s nh ng v t li u kim lo i cố ữ ậ ệ ạ ấy ghép vĩnh viễn, thép không g là vỉ ật liệu đầu tiên đượ ử ục s d ng thành công cho cấy ghép đầu th k XX Các h p kim ế ỉ ợcoban có tên là vitallium được phát tri n cho ng d ng y t ể ứ ụ ế năm 1932 Tuy nhiên các nghiên c u gứ ần đây cho th y các ion kim loấ ại như Ni, Co và Cr có thể gây

hại cho cơ thể người và h p kim c a chúng tr nên l i thợ ủ ở ỗ ời đố ới v i các ng d ng ứ ụ

nha khoa Xu hướng nghiên c u ch t o các h p kim ng d ng trong y t là gi m ứ ế ạ ợ ứ ụ ế ả

s d ng các nguyên t c h i và tìm ra v t li u thay th mử ụ ố độ ạ ậ ệ ế ới có tính tương thích sinh học cao [1]

Thép không gỉ (thép 316L):

Thép không gỉ là loại thép không bị ô-xy hoá trong môi trường khí quyển, bền trong môi trường ăn mòn và xâm thực Trên thế giới, việc ứng dụng thép gỉ 316L vào chế tạo các chi tiết cấy ghép đã bắt đầu từ những năm đầu của thế kỷ

20

Năm 1926, thép không gỉ 18-8 (18% Crôm - 8% Niken) được sử dụng để chế tạo các phương tiện kết xương Thép có khả năng chống ăn mòn trong môi trường dịch của cơ thể Đến cuối năm 1926, thép không gỉ 18-8SMo có chứa một lượng nhỏ mol pden để tăng tính chống ăn mòn trong môi trường nước muối đã yđược ứng dụng và gọi là thép 316 Đến năm 1950, hàm lượng các-bon trong thép này giảm từ 0,08% xuống còn 0,03%, có độ chống ăn mòn tốt hơn và được gọi là thép 316L

Theo hệ thống phân loại của AISI cho kim loại, số 316 thể hiện tiêu chuẩn xác định thép được phép ứng dụng trong lâm sàng Chữ số 3 chỉ nhóm thép (dựa trên thành phần AISI phân thành 4 nhóm: nhóm 200 gồm có crôm, niken, mangan; nhóm 300 gồm có crôm, niken; nhóm 400 có crôm; nhóm 500 là nhóm

có hàm lượng crôm thấp) Hai số cuối chỉ một phân nhóm đặc biệt (16% crôm) Chữ L chỉ hàm lượng các bon thấp (0.03%) Đây là loại thép được sử dụng chế tạo phương tiện kết xương phổ biến nhất hiện nay do đáp ứng được các tiêu chuẩn mà Pidhorz L đã đưa ra một cách tương đối nhất Đặc tính của hệ vật liệu này là có độ bền rất cao, ít gây viêm nhiễm trong ngắn hạn, và giá thành tương đối thấp

Tuy nhiên, hi n nay việ ệc ứng d ng thép không g làm chi ti t c y ghép ụ ỉ ế ấđang dần b h n ch do m t s ị ạ ế ộ ố nguy cơ mà hệ ậ v t li u này có th mang l i H ệ ể ạ ệ

v t liậ ệu này có 2 nhược điểm chính là mô đun đàn hồi quá cao kho ng 190 GPa, ảtrong khi đó mô đun đàn hồi của xương chỉ là kho ng t 7-30 GPa [5,6 Sả ừ ] ựchênh lệch mô đun đàn hồi này d n t i hiệ ứng tiêu xương sau mộẫ ớ u t th i gian c y ờ ấghép Nhược điểm th 2 c a h v t liứ ủ ệ ậ ệu này là có độ mài mòn cao, d n t i vi c ẫ ớ ệ

gi i phóng m t s ion có kh ả ộ ố ả năng gây không tương thích sinh học trong môi trường cơ thể Vì v y, các nhà nghiên c u và gi i y khoa trên th giậ ứ ớ ế ới đã khuyến cáo và dần h n ch s d ng h v t li u này trong chạ ế ử ụ ệ ậ ệ ấn thương chỉnh hình

T i Vi t Nam, nh ng nghiên c u v ng d ng thép không g 316L vào ạ ệ ữ ứ ề ứ ụ ỉchấn thương chỉnh hình cũng đã bắt đầu cách đây khoảng 30 năm Năm 1992, Bộ Khoa học - Công ngh ệ và Môi trường đã triển khai đề tài cấp nhà nước mang mã

s ố KC ĐL - - 20 - 92, đã sản xu t thành công thép không g ng d ng trong ấ ỉ để ứ ụlĩnh vực chấn thương chỉnh hình (thép K92) M t s tác gi ộ ố ả đã nghiên cứu s ử

d ng các loụ ại phương tiện kết xương chế ạ t o t ừ phôi thép K92 trên lâm sàng đã cho kết quả ố t t và an toàn Thành ph n cầ ủa thép K92 được liệt kê tạ ải b ng 1.1

B ng 1.1 Thành ph n hoá h ả ầ ọc củ a thép K92, n ẹp AO, đinh stainmann.

Nghiên c u th c nghiứ ự ệm trên động vật đã được th c hi n t i Vi n Quân ự ệ ạ ệ y

108 t ừ 1992 đến 1994 15 con chó được chia làm 5 lô, m i lô 3 con, 4 lô dùng ỗ

n p vít ch t o t thép K92, 1 lô dùng n p vít SMIC c a Trung Qu c N p vít ẹ ế ạ ừ ẹ ủ ố ẹđược đặt vào mặt ngoài đùi chó Kết qu thí nghi m cho th y có ph n ả ệ ấ ả ứng xơ hoá bao quanh n p vít, ph n ẹ ả ứng điện hoá trên b mề ặt nẹp, hiện tượng xốp hoá xương dướ ẹi n p, s biự ến đổ ủi c a b m t n p M c dù v y, n p vít K92 v n liên k t ch t ề ặ ẹ ặ ậ ẹ ẫ ế ặ

chẽ ới xương, có hiện tượ v ng bồi đắp xương rõ nhất ở hai đầu n p, không có s ẹ ựthay đổ ất thười b ng v hình thái c u trúc t bào c a mô quanh n p vít, không có ề ấ ế ủ ẹ

hiện tượng thải loại nẹp vít trong ng n h n ắ ạ

Tuy nhiên, k t qu nghiên cế ả ứu sau 1 năm đã cho thấy đã xuất hi n hi u ệ ệứng teo xương và mộ ốt s mô xung quanh v t liậ ệu đã bị viêm nhi m do s mài ễ ựmòn của vậ ệt li u gi i phóng ra nh ng ion kim loả ữ ại không tương thích sinh học

Hợp kim crôm - ban cô

Việc nghiên cứu và ứng dụng hợp kim crôm – côban ứng dụng làm vật liệu cấy ghép cũng được bắt đầu rất sớm Năm 1929, hợp kim cô ban được chế tạo, nhưng đến năm 1941 mới được Venable và Stuck sử dụng làm phương tiện kết xương

B ng 1.2 Thành ph n hoá h ả ầ ọc củ a h p kim cô ban s d ợ ử ụng để chế ạ t o các

phương tiệ n k ết xương

Thành phần %

Co Cr - - Mo Vitalium AS™ F75

Co Cr - -Mo AS™ F799

Co Cr - -W-Ni AS™ F90

Co - - Ni Cr - Mo -Ti AS™ F562

Crôm 27.0-30.0 26.0-30.0 19.0-21.0 19.0-21.0

Niken

Hiện nay có 4 loại hợp kim côban - crôm được sử dụng để chế tạo phương tiện kết xương Hai loại được dùng nhiều nhất là hợp kim CoCrMo ở dạng đúc (còn gọi là vitalium) có 58.9-69.5% cô ban, 27-30% crôm, 5-7% molypden (theo tiêu chuẩn ASTM F75) và hợp kim CoNiCrTi ở dạng biến dạng, có 29-38.8% côban, 33-37% niken, 19-21% crôm, 9- 10.5% molipden (theo tiêu chuẩn ASTM F562)

Đặc điểm c a hủ ợp kim đúc là hàm lượng côban, crôm, cácbon cao, r t khó ấgia công, đượ ạc t o hình bằng phương pháp đúc mẫu ch y, gi i hả ớ ạn đàn hồi cao hơn thép austenit nhưng giới h n b n l i r t g n gi i hạ ề ạ ấ ầ ớ ạn đàn hồi, do đó vùng

bi n d ng d o r t hế ạ ẻ ấ ẹp Đây là điểm h n ch c a h p kim này H p kim gia công ạ ế ủ ợ ợ

có hàm lượng côban, cácbon thấp, hàm lượng niken cao, do đó có độ ẻo cao hơn d

hợp kim đúc, dễ rèn và gia công cơ Hợp kim đượ ạc t o hình b ng rèn, cán, ép, ằ

cắt, gọt trên các máy công c ụ

H p kim cô ban - crôm có tính chợ ống ăn mòn sinh h c t tọ ố , có độ ề b n kéo

và độ ề b n mỏi cao do đó thường đượ ử ụng đểc s d ch t o chuôi ch m khóp hông, ế ạ ỏvan tim, d ng c nha khoa Tuy nhiên h p kim cô ban - crôm có giá thành cao, ụ ụ ợkhó gia công, có độ ẻ d o th pấ , có mô đun đàn hồi cao có th d n t i hi u ng teo ể ẫ ớ ệ ứxương nên hiện nay đã dần ít đư c s dợ ử ụng để ch tế ạo phương tiện kết xương

Titan và hợ p kim c a titan: ủ

Titan và h p kim titan là nh ng nh ng h v t liợ ữ ữ ệ ậ ệu được ứng d ng r ng rãi ụ ộ

nh t trong chấ ấn thương chỉnh hình hi n nay do ệ cơ tính, tính chống ăn mòn, sựtương đồng sinh h c vọ ới cơ thể ố s ng cao Vi c ng d ng Titan và h p kim trong ệ ứ ụ ợlĩnh vực chấn thương chỉnh hình đã bắt đầ ừ năm 1960.u t

Titan là m t kim lo i nh nh t trong s các kim loộ ạ ẹ ấ ố ại được s dử ụng để chế

tạo phương tiện kết xương Khố lượi ng riêng c a titan là 4.5 gam/cmủ 3 trong khi

c a thép 316L là 7.9 gam/cmủ 3, c a h p kim ủ ợ côban - crôm là 8.3 gam/cm3 [7-9]

T ổchức tế vi c a titan nguyên ủ chất thương mại chỉ có một pha là pha alpha do đó

có độ ứ c ng th p ấ và độ ẻ d o cao so v i thép không g và h p kim côban - crôm ớ ỉ ợ

B ng 1.3 Thành ph n hoá h ả ầ ọ c củ a ti tan và h p kim ti ợ tan sử ụ d ng cho các

phương tiệ n k ết xương

Hiện nay, có 4 lo i titan s ch k thu t được ứạ ạ ỹ ậ ng dụng trong lĩnh vực ch n ấthương chỉnh hình và nha khoa Các lo i titan này ch khác nhau bạ ỉ ởi hàm lượng các t p ch t có trong thành phạ ấ ần của m i loỗ ại Hàm lượng ô-xy trong titan có nh ảhưởng r t lấ ớn đến độ ẻo và độ ề d b n m i c a titan Titan h ng ỏ ủ ạ 1 có hàm lượng ô

xy là 0.18%, gi i h n ch y là 170 MPa; Titan h ng ớ ạ ả ạ 4 có hàm lượng ô xy 0.40%

gi i h n chớ ạ ảy tăng lên tới 485 MPa Titan có hàm lượng ô-xy là 0.085%, độ ề b n

mỏi ở 107 chu trình là 88.2 MPa nhưng titan có hàm lượng ôxy tăng lên 0.27% thì độ ề b n mỏi tăng lên tới 216 MPa

Tuy nhiên, do đặc tính cơ học c a titan nguyên chủ ất có độ ề b n thấp và độ

dẻo cao nên cho đến nay titan nguyên ch t v n không phù hấ ẫ ợp để chế ạ t o các phương tiện kết xương bên trong

Hai lo i h p kim cạ ợ ủa titan được s d ng nhi u trong ử ụ ề chế ạ t o các chi tiết

c y ghép là Ti6A14V (AS™ F136) và Ti6A17Nb (AS™ F1295) Các thành ấ

phần thêm vào như nhôm làm ổn định pha alpha, vanadi làm ổn định pha bêta Hơp kim Ti6A17Nb có cơ tính tương tự Ti6A14V nhưng ít độc hơn Theo Michael W., hai h p kim ợ titan này thường được ứng dụng để chế ạ t o nh ng ữ

Hợp k i m

Thành ph n % ầ

Titan nguyên chất (Tiêu chuẩn AS™ F67)

Ti-6A1-4V (Tiêu chuẩn AS™ F136)

phương tiện đòi hỏi có độ ề b n và ch ng mố ỏi cao Cơ tính của nó đáp ứng được yêu c u c a m t v t liầ ủ ộ ậ ệu đểchế ạ t o nẹp vít và đinh là đủ ứ c ng cho phép gãy để ổliề xương và đủ ền đển b không b gãy mị ỏi trước khi gãy liổ ền xương Hợp kim titan có độ ề b n m i cao nh t trong s các lo i hỏ ấ ố ạ ợp kim dùng để ch tế ạo phương tiện kết xương Độ ề b n m i c a h p kim titan l n g p 2 lỏ ủ ợ ớ ấ ần độ ề b n m i c a h p ỏ ủ ợkim côban và l n g p 4 lớ ấ ần độ ề b n mỏi của thép không g ỉ

Một đặc tính quan tr ng n a c a h p kim ọ ữ ủ ợ titan là tính đàn hổi Theo Browner B.D b n và ch ng m i cđộ ề ố ỏ ủa phương tiện kết xương rất quan trọng, đểđáp ứng được được nh ng yêu c u v ữ ầ ề cơ tính củ ự ố địa s c nh ổ gãy xương không đơn g ải n ch ỉ là tăng kích th c và độ ứựớ c ng của phương tiện kết xương Xương là

m t mô s ng phộ ố ải đáp ứng được nh ng lữ ực cơ học Để duy trì được thành ph n ầmuối và quá trình li n ổ gãy xương đòi hỏi xương phảề i chị ựu l c Nếu phương tiện

kết xương chị ựu l c thay cho xương, khi đó sẽ sinh ra ng su t b o v làm chứ ấ ả ệ ậm

ho c không liặ ền xương, làm cho phương tiện kết xương phải chịu ứng su t lấ ớn trong m t th i gian dài s dộ ờ ẽ ẫn đến gãy m i Vì th ỏ ế các phương tiện kết xương bên trong phải được thi t k phân b l c cho c pế ế để ổ ự ả hương tiện kết xương và ổgãy Để ngăn chặn s t p trung ng su t và ng su t b o vự ậ ứ ấ ứ ấ ả ệ, mô đun đàn hồ ủi c a phương tiện kết xương nên gần gi ng vố ới mô đun đàn hồ ủa xương Trong các i cloạ ợp kim đượ ử ụi h c s d ng ch tế ạo phương tiện kết xương, titan có mô đun đàn

h i lồ ớn hơn của xương 6 lần nhưng của thép không g lỉ ớn hơn 12 lần, do đó hợp kim của titan là m t lo i v t liộ ạ ậ ệu đượ ử ụng đểc s d chế ạo phương tiệ t n kết xương

nhằm ngăn chặ ứn ng suất bảo v ệ trên xương

So v i thép không g và h p kim côban, titan và h p kim c a titan có tính ớ ỉ ợ ợ ủtương đồng sinh h c, tính chọ ống ăn mòn, đặc tính cơ, lý, hoá lý tưởng nhất đểchế ạo phương tiệ t n kết xương Tuy nhiên, hợp kim titan cũng có những b t l i là ấ ợkhó gia công, giá thành cao, r t nh y c m v i s ấ ạ ả ớ ự tăng ứng su t bên ngoài do ấ các

vết xước, v t khíaế , mô đun đàn hồi cao gây ra hi u ệ ứng teo xương Các vết xước,

v t khía trong kim loế ại có xu hướng lan truy n nhanh, d ề ễ dàng hơn ở thép không

g , làm gi m nhanh tu i th cỉ ả ổ ọ ủa chi ti t c y ghép và ế ấ ảnh hưởng đến thi t k , s ế ế ử

d ng chi ti t.ụ ế Do đó, tuy titan và hợp kim titan đang đượ ử ục s d ng r ng rãi nhộ ất

hi n nay, các nhà nghiên c u và gi i y khoa vệ ứ ớ ẫn đang cùng nhau nghiên cứu để

tìm ra nh ng h v t li u mữ ệ ậ ệ ới ưu việt hơn, phù hợp hơn để ứ ng d ng vào chụ ấn thương chỉnh hình

V ề cơ bản, để được ứng d ng làm v t li u ch t o các chi ti t c y ghép, ụ ậ ệ ế ạ ế ấ

vật liệu phải đáp ứng được những tiêu chí sau:

Thứ nhât: v t liậ ệu có tính tương thích sinh họ ốc t t th hi n qua vi c không ể ệ ệgây viêm nhi m trong quá trình s d ng/ cễ ử ụ ấy ghép, cũng như việc các s n phả ẩm

t ừ quá trình ăn mòn không gây hại cho cơ thể Đây là tiêu chí quan trọng nhất trong việc lựa ch n và thiọ ết kế ậ ệ v t li u

Thứ hai: v t liậ ệu có độ ề ốt đả b n t m bảo cơ tính trong quá trình cấy ghép (lớn hơn 200 MPa), và độ ề b n m i cao cho m t s ng d ng ch u l c theo chu k ỏ ộ ố ứ ụ ị ự ỳ

của xương

Thứ ba: v t liậ ệu có mô đun đàn hồi tương đương với mô đun đàn hồ ủi c a xương (khoảng 7 – 30 GPa) Đây là một tính ch t r t quan tr ng b i vì n u s ấ ấ ọ ở ế ựchênh l ch l n ệ ớ ở mô đun đàn hồ ủi c a v t li u và cậ ệ ủa xương sẽ ẫ ớ d n t i hi u ng ệ ứteo xương (stress shielding effect) Tức là xương trở nên ít đặc ch c và yắ ếu hơn trong m t th i gian dài do thi u l c truy n qua ộ ờ ế ự ề

Thứ tư: vậ ệt li u có kh ả năng chống ăn mòn và mài mòn cao Trong thời gian v t liậ ệu được cấy ghép,môi trường cơ thể ạo điề t u kiện cho quá trình ăn mòn

x y ra và gi i phóng các ion, s n phả ả ả ẩm ăn mòn gây hại cho cơ thể Vì vậy, để

đảm b o an toàn trong su t th i gian c y ghép, v t li u c n có kh ả ố ờ ấ ậ ệ ầ ả năng chống ăn mòn và mài mòn t ốt

Tuy nhiên, qua nhi u th p k nghiên c u vi c cề ậ ỷ ứ ệ ấy ghép để ố định và điều c trị xương, những v t li u c y ghép truy n th ng hi n nay ậ ệ ấ ề ố ệ đã biểu hi n ba ệ nhược điểm l n ớ

H n ch ạ ế thứ nhất là vi c s d ng các chi ti t cệ ử ụ ế ấy ghép được ch t o t ế ạ ừthép không g 316L, h p ki côban - crôm, hay h p kim titan s gây ra m t hi n ỉ ợ m ợ ẽ ộ ệtượng gây hại cho xương gọi là “ ệ ứng teo xương” (shi u tress shielding effect)

Tức là xương trở nên ít đặc ch c và yắ ếu hơn trong một th i gian dài do thi u lờ ế ực truy n qua ề Hiệ ứng teo xương xảu y ra do s khác bi t giự ệ ữa mô đun đàn hồi giữa

xương tự nhiên và chi ti t thay th C ế ế ụthể mô đun đàn hồ ủa xương tự, i c nhiên là kho n t 7 30 GPa [10ả ừ – ] trong khi đó, mô đun đàn hồ ủi c a thép không g 316L, ỉ

v t li u n n Cobalt và v t li u n n Titan lậ ệ ề ậ ệ ề ần lượt trong kho ng t 189 t i 205 ả ừ ớGPa, t 230 GPa, và t 110 t i 117 GPa [10] Khi các chi ti t ừ ừ ớ ế có mô đun đàn hồi cao hơn nhiều so với xương tự nhiên, ng su t tác d ng vào nh ng v trí c y ứ ấ ụ ữ ị ấghép s b che ch n hoàn toàn b i các implant Do ẽ ị ắ ở đó, xương không có đủ ứ ng suất kích thích để hình thành ra nhi u t ề ế bào xương mới, và vì th khế ối lượng riêng của xương sẽ ị ả b gi m, trở nên yếu hơn và nhỏ hơn

H n ch ạ ế thứ hai c a các h v t liủ ệ ậ ệu như thép không gỉ 316L, h p kim ợcrom-coban, hay h p kim titan là luôn ch a các nguyên tợ ứ ốt không tương thích sinh học như vanadi, nhôm, niken … Nhiều nghiên c u trên th giứ ế ới đã chứng minh r ng vi c gi i phóng các ion vanadi hay nhôm do mài mòn ằ ệ ả hoặc ăn mòn đều có nguy cơ gây ra những bệnh như viêm phổi, viêm màng não [1]

Ngoài ra, nh ng chi ti t c y ghép ch t o t thép không g 316L, h p kim ữ ế ấ ế ạ ừ ỉ ợcrom-coban, hay h p kim titan là nh ng chi ti t không th phân h y sinh h c ợ ữ ế ể ủ ọtrong môi trường cơ thể, yêu c u ph i có m t ph u thu t l n th ầ ả ộ ẫ ậ ầ ứ hai để lo i b ạ ỏ

nh ng chi ti t ữ ế này sau khi xương được ch a lành Ph u thu t l n th hai này ữ ẫ ậ ầ ứkhông những làm tăng chi phí điều tr ị mà còn có nguy cơ gây nhiễm trùng cho

b nh nhân ệ

1.3 T ng quan v v ổ ề ậ t liệu y sinh n n Mg có kh ề ả năng tự phân h y sinủ h họ c

Nhận ra được nh ng h n ch ữ ạ ế trên đây của nh ng h v t li u truy n th ng ữ ệ ậ ệ ề ốnhư thép không gỉ 316L, h p kim côban - crôm, hay h p kim titan, gợ ợ ần đây các nhà khoa học đang tập trung nghiên c u vào lo i vứ ạ ật liệu c y ghép phân h y sinh ấ ủ

h c hay v t li u c y ghép t phân h y sinh h c ng d ng trong các ph u thuọ ậ ệ ấ ự ủ ọ để ứ ụ ẫ ật chỉnh hình, v t li u c y ghép t phân h y sinh h c là lo i v t li u có kh ậ ệ ấ ự ủ ọ ạ ậ ệ ả năng ự t phân h y ủ trong cơ thể người Trong quá trình c y ghép nh ng lo v t li u này s ấ ữ ại ậ ệ ẽ

b ị ăn mòn dần dần trong cơ thể người và t o ra các s n phạ ả ẩm ăn mòn tương thích

với cơ thể, sau đó hòa tan hoàn toàn sau khi hoàn thành việc ph c h i chụ ồ ức năng cho xương, mô bị chấn thương mà không tồn tại dư lượng c a v t li u c y ghép ủ ậ ệ ấ

tức là không cầ ớn t i ph u thuẫ ật thứ ấp để c thu hồi lại vậ ệ ất li u c y ghép

Do đó, những v t li u c y ghép t tiêu ph i là các nguyên t thi t y u, có ậ ệ ấ ự ả ố ế ếthể chuy n hóa v i t l phân h y thích hể ớ ỷ ệ ủ ợp trong cơ thể con người Trong lo i ạ

v t li u c y ghép t tiêu này, ậ ệ ấ ự Magie (Mg) và h p kim c a chúng gợ ủ ần đây đã thu hút s ự quan tâm đáng kể ủ c a các nhà khoa h c trong vi nghiên c u ra v t li u ọ ệc ứ ậ ệkim lo t tiêu cho các ng d ng ph u thu t ch nh hình, chại ự ứ ụ ẫ ậ ỉ ữa lành xương ởi bchúng có ba ưu điểm n i b t có th kh c phổ ậ ể ắ ục được các h n ch c a các v t li u ạ ế ủ ậ ệkim lo i sinh h c hiạ ọ ện nay và để thành v t li u c y ghép t trở ậ ệ ấ ựtiêu

Ưu điể đầm u tiên ph i k n là v t li u n n ả ể đế ậ ệ ề Mg có tính tương thích sinh

học cao, không gây độc hại cho cơ thể người Mg là m t nguyên t thi t y u c n ộ ố ế ế ầthiế ho cơ thể người Hơn nữt c a, magiê còn kích thích s ự hình thành xương, vì ion của nó tăng cường s g n kự ắ ết và tăng sinh tế bào [11] Nhi u nghiên c u ch ề ứ ỉ

ra r ng, các t ằ ế bào xương mới có th ể được hình thành tr c ti p trên kim lo i Mg ự ế ạ[12,13] Bên cạnh đó, theo khuy n cáo y khoa, m c tiêu th Mg trong ch ế ứ ụ ế độ ăn

u ng hàng ngày nên x p x ố ấ ỉ ở 400 mg nhưng với trường h p Mg thợ ừa trong cơ thểngười thì nó s b th n lẽ ị ậ ọc và đào thải qua đường nước ti u [11ể ] Do đó, kim loại

Mg là m t nguyên t ộ ố không gây độc hại cho cơ thể người

Ưu điểm quan tr ng th hai c a v t li u n n Mg là chúng có nh ng tính ọ ứ ủ ậ ệ ề ữ

chất cơ tính nổi b t và phù h p trong viậ ợ ệc ứng d ng làm v t li u c y ghép V t ụ ậ ệ ấ ậliệu n n Mg có ề mô đun đàn hồi x p x 40 GPa và khấ ỉ ối lượng riêng 1.74 g/cm3

[10] gần tương đương vớ ới v i giá tr ị mô đun đàn hồi (7 30 GPa) và kh– ối lượng riêng (kho ng t ả ừ 1.8 đến 2.1 g/cm3) của xương [14] S ự tương đồng này giúp xương phát triển mà tránh kh i hi u ỏ ệ ứng teo xương thường th y các lo i v t ấ ở ạ ậliệ ấy ghép vĩnh viễn đã nêu trên.u c

Ưu điểm n i b t cu i cùng là v t li u n n Mg có kh ổ ậ ố ậ ệ ề ả năng tự phân hủy sinh học trong cơ thể người nh s ờ ự ăn mòn của Mg trong môi trường nướ như c được mô t trong hình 1.2 0.1 gam kim lo i magie nguyên ch t s b hòa tan h t ả ạ ấ ẽ ị ếtrong cơ thể người trong vòng 3 đến 4 tu n [15] V i kh ầ ớ ả năng này, vật li u c y ệ ấghép t m th i n n Mg có th gi m thiạ ờ ề ể ả ểu được chi phí và kh ả năng mắc các b nh ệviêm nhiễm cho người b nh khi th c hiên ca ph u thu t th cệ ự ẫ ậ ứ ấp để ấ l y v t li u ậ ệ

c y ghép ra ấ

Đây chính là 3 đặc điểm n i b t c a kim lo i Mg thu hút s quan tâm c a ổ ậ ủ ạ ự ủ

r t nhi u nhà khoa h c trên th gi M c dù các v t li u n n Mg có nhiấ ề ọ ế ới ặ ậ ệ ề ều ưu điểm v c tính ề đặ cơ học và sinh h c phù h p cho v t li u cọ ợ ậ ệ ấy ghép, nhưng chúng

l i có tạ ốc độ phân hủy quá nhanh trong môi trường sinh lý Đây là hạn chế ớn l

nh t c a v t li u n n Mg nói chung Dung dấ ủ ậ ệ ề ịch cơ thể bao gồm nước, oxy hòa tan, protein và các ion điện phân như clorua và hydroxit, trong môi trường này,

v t li u n n Mg b c ậ ệ ề ị ả ăn mòn hóa học và điện hóa v i th ớ ế điện c c là -2,37V, rự ất

d b ễ ị ăn mòn S ự ăn mòn của v t li u n n Mg trong dung dậ ệ ề ịch sinh lý được biểu

diễn qua hai phương trình dưới đây:

Phả ứn ng an t: ố (1) Phả ứn ng cathode: (2)Quá trình b ị ăn mòn nhanh này của h p kim Mg d n t i viợ ẫ ớ ệc cơ tính của

v t li u b gi m m nh trong th i gian ngậ ệ ị ả ạ ờ ắn Mà thông thường, các chi ti t cế ần được đảm bảo cơ tính cao hơn cơ tính của xương trong khoảng th i gian ít nh t ờ ấ

là 3 tháng B ng 1.4 li t kê tả ệ ốc độ ăn mòn của m t s h p kim Mg trong m t s ộ ố ợ ộ ốmôi trường gi nh khác nhau ả đị

Hình 1.2 Quá trình phân hủ y sinh h c củ ọ a v t liệ ậ u y sinh n n Mg sau 1, 3, và 6 ề

tuần

Đố ới xương bịi v gãy, quá trình chữa lành và hình thành xương mới có th ểchịu đượ ực thườc l ng kéo dài t ừ 12 đến 18 tu n [16ầ ] Đố ớ ậ ệi v i v t li u cấy ghép t ựtiêu thì trong kho ng th i gian này, v t li u c y ghép v a t tan dả ờ ậ ệ ấ ừ ự ần nhưng đồng thờ ẫi v n phải đảm b o tính toàn vả ẹn cơ tính phù hợp v i tớ ừng giai đoạn phát tri n ể

của xương

Tuy nhiên, tốc độ phân h y c a v t li u nủ ủ ậ ệ ền Mg được xem là quá nhanh trước khi xương được ch a lành, b ng 1.4 th hi n tữ ả ể ệ ốc độ ăn mòn của m t s v t ộ ố ậliệu n n Mg ng d ng trong y sinh [17 ề ứ ụ ]

M t h qu không mong muộ ệ ả ốn thường x y ra kèm vả ới quá trình ăn mòn nhanh c a Mg nguyên chủ ất đó là sự hình thành khí hydro S hình thành khí ựhydro nhanh chóng phát sinh t ừ môi trường giàu ion Clo t o ra bong bóng khí ạdưới da, thường xu t hi n trong tuấ ệ ần đầu tiên sau ph u thuẫ ật và sau đó biến m t ấsau 2 đến 3 tu n [18] Vi c giầ ệ ải phóng lượng l n bong bóng khí hydro có th ớ ểhình thành các túi khí xung quang v t li u cậ ệ ấy ghép và ngăn chặn s liên k t giự ế ữa các mô c ng lên v t li u cứ ậ ệ ấy ghép Điều này làm ch m quá trình ch a lành ậ ữxương và ảnh hưởng xấu đến quá trình ổn định v t li u cậ ệ ấy ghép trong xương [18-21] Đây chính là 2 điểm h n ch l n nh t khi s v t li u kim lo i n n Mg ạ ế ớ ấ ử ậ ệ ạ ềlàm v t liậ ệu c y ghép t phân h y sinh h c ấ ự ủ ọ

B ng 1.4: T ả ố c đ ăn mòn củ ộ a m t vài v t li u n n Mg trong các môi ộ ậ ệ ề

trường [30]

Tóm l i, m c dù v t li u n n Mg ạ ặ ậ ệ ề có ba ưu điểm n i b t là: kh ổ ậ ả năng tương thích sinh h c cao, ọ Mô đun đàn hồ ầi g n với xương tự nhiên và kh ả năng tự phân

h y sinh h c cho thủ ọ ấy chúng như một v t li u tiậ ệ ềm năng cho các ứng d ng cụ ấy ghép ch nh hìnhỉ , nhưng Mg vẫn có một nhược điểm r t l n c n ph i kh c phấ ớ ầ ả ắ ục

Đó là kh ả năng chống ăn mòn kém dẫn t i tớ ốc độ gi i phóng Hydro ả nhanh Để

kh c phắ ục nhược điểm này c a v t li u n n Mg, c n có mủ ậ ệ ề ầ ột phương pháp cải thiện kh ả năng chống ăn mòn phù hợp M t trong nhộ ững phương pháp phổ ế bi n

nh t là t o ra m t l p ph b m t b o v và ki m soát tấ ạ ộ ớ ủ ề ặ ả ệ ể ốc độ ăn mòn cho cấy ghép t ựtiêu nền Mg

M c tiêu chính cụ ủa đồ án này là: Nghiên c u c i thi n kh ứ ả ệ ả năng chống ăn mòn sinh học củ ợa h p kim Magie ZK60 cho ng d ng vào y sinh ứ ụ

1.4 L a ch ự ọ n ật liệv u và công ngh ệ

1.4.1 Lý do lự a ch ọ n hợ p kim ZK60

Đã có nhiều nghiên cứu được tri n khai trên các h v t li u n n Mg nh m ể ệ ậ ệ ề ằ

c i thi n kh ả ệ ả năng chống ăn mòn sinh học c a h v t li u này cho ng d ng ch ủ ệ ậ ệ ứ ụ ế

t o các chi ti t c y ghép Các nghiên cạ ế ấ ứu được th hi n trên nhi u h v t liự ệ ề ệ ậ ệu khác nhau như Mg nguyên ấch t, h p kim AZ91, AZ61, Mg compozit, và ph ợ ổ

bi n nh t là nghiên c u trên h p kim AZ31 ế ấ ứ ợ

H S Han và các cộng sự [22] đã ứng dụng kỹ thuật ép đùn nhằm chế tạo hợp kim Mg 5 wt% Ca có cấu trúc hạt siêu mịn và cơ tính cao cho ứng dụng vào -vật liệu y sinh tự phân hủy Vật liệu sau khi được ép đùn đã kích thước hạt trung bình đạt 10 µm và độ bền đạt 400 MPa Tuy nhiên, tốc độ phân hủy sinh học nhanh làm độ bền của vật liệu giảm xuống dưới 100 MPa chỉ sau 2 giờ thử nghiệm trong môi trường sinh học J Jiang và các cộng sự [23] sử dụng phương pháp ECAP ở 330 oC nhằm chế tạo hợp kim ZE41A (Mg-4.9Zn-1.4RE-0.7Zr) có cấu trúc hạt nano cho ứng dụng vào vật liệu y sinh tự phân hủy Sau 60 lần ép ECAP, kích thước hạt trung bình của vật liệu đạt 2.5 µm Tuy nhiên, tốc độ phân hủy sinh học của vật liệu vẫn ở mức 2.46 mm/năm, cao hơn 10 lần so với tốc độ phân hủy sinh học tiêu chuẩn của vật liệu có khả năng được ứng dụng thực tế [24] F Witte và các cộng sự [ ] áp dụng phương phép ép đùn ở 400 25 oC chế tạo compozit Mg-20 wt% HA nhằm nâng cao cơ tính của vật liệu Vật liệu được tổng

hợp có độ bền cao đạt 350 MPa Tuy nhiên, độ bền của vật liệu cũng giảm xuống dưới độ bền của xương sau 72 giờ thử nghiệm trong môi trường in vitro

Gần đây, nghiên cứu được thực hiện bởi S Hiromoto và các cộng sự [26]

đã sử dụng phương pháp thủy nhiệt để phủ HA lên bề mặt hợp kim Mg AZ31 nhằm kiểm soát tốc độ phân hủy sinh học của hệ vật liệu này cho ứng dụng vào vật liệu y sinh tự phân hủy Kết quả cho thấy, sau khi được phủ bởi lớp HA, tốc

độ phân hủy sinh học của vật liệu đã được kiểm soát khi được cấy trên chuột trong vòng 16 tuần và thử nghiệm trong môi trường in vitro52 tuần Tuy nhiên,

cơ tính của vật liệu đã không được khảo sát trong nghiên cứu này

B ng 1.5: Thành ph n các nguyên t trong h p kim ZK60 ả ầ ố ợ

Ngoài những nghiên cứu nổi bật kể trên, đã có nhiều nghiên cứu khác tập trung kiểm soát tốc độ phân hủy sinh học của hợp kim Mg bằng các phương pháp phủ bề mặt [27-29] hoặc nâng cao cơ tính của vật liệu bằng phương pháp làm mịn hạt [30-33] Tuy nhiên, cho tới thời điểm này, các vật liệu thu được vẫn hạn chế ở cơ tính hoặc tốc độ phân hủy sinh học để có thể đưa vật liệu vào ứng dụng thực tế [27-33] Vì vậy, nghiên cứu này tập trung cải thiện khả năng chống ăn mòn sinh học của hợp kim ZK60 bằng phương pháp phủ bề mặt cho những ứng dụng vào y sinh

Hợp kim ZK60 là hệ vật liệu có độ bền thuộc hạng cao nhất trong số các hợp kim của Mg với độ bền kéo đạt tới 320 MPa Trong khi đó, các hợp kim AZ31 hay AZ61 chỉ đạt độ bền kéo dưới 300 MPa Bảng 1.5 thể hiện cơ tính của hợp kim ZK60 được sử dụng trong luận văn này

Hơn nữa, Zircon và kẽm cũng là 2 nguyên tố có tính tương thích sinh học tốt, có khả năng chống ăn mòn tốt Trong khi đó, thành phần nhôm trong các hệ hợp kim AZ có thể gây ra những nguy cơ về khả năng tương thích sinh học của vật liệu Thành phần các nguyên tố có trong hợp kim ZK60 được liệt kê trong bảng 1.6 dưới đây

B ảng 1.6: Cơ tính củ a h p kim ZK60 ợ

Ngoài ra, trên thế giới hiện naycũng chưa có nghiên cứu nào tương tự triển khai trên vật liệu ZK60 Vì vậy, đề tài này có thể được xem như là một trong những nghiên cứu đầu tiên về hợp kim ZK60 ứng dụng vào y sinh

1.4.2 Lý do l a ch n làm v t li u ph Hydroxyapatite ( ự ọ ậ ệ ủ HA và ) Octa-canxi photphat ( OCP )

Hydroxyapatite (HA) và Octa-canxi photphat là h p ch t c a nhóm Canxi ợ ấ ủphotphat b n v i nhi Trong quá trình nghiên c u, h p ch t canxi-photphat ề ớ ệt ứ ợ ấhydroxyapatite (HA) và Octa-canxi photphat (OCP) được nh n th y là m t vậ ấ ộ ật

liệu tiềm năng để làm vật liệu ph b i chúng có nhủ ở ững ưu điểm nổi b t sau.ậ

Thứ nh t,ấ HA và OCP có tính tương thích sinh học cao Canxi photphat là thành phần vô cơ chính của xương (~ 60 % khối lượng xương) và là thành ph n ầchính của men răng (khoảng 90 %) Vì th , khi ng d ng làm v t li u ph , Canxi ế ứ ụ ậ ệ ủphotphat d ễ dàng tương thích với cơ thể

Thứ hai là các s n ph m ph sinh ra t canxi photphat có kh ả ẩ ủ ừ ả năng phân

h y sinh h c gi ng v i v t li u nủ ọ ố ớ ậ ệ ền Magie nhưng chậm hơn rất nhiều, điều này

Gi i hớ ạn b n kéo ề Gi i hớ ạn ch y ả Độ giãn dài

329.4 20.1 MPa 251.1 33.4 MPa 15.1 1.9 %

đảm b o r ng v t li u n n Magie sau khi ph vả ằ ậ ệ ề ủ ẫn đảm bảo được đây là vật li u ệphân h y sinh h c Trong h p ch canxi photphat, t l nguyên t Ca/P ủ ọ ợ ất ỷ ệ ử thay đổi trong kho ng t 0,5 t i 2,2 Các s n ph m ph sinh ra t Canxi photphat ph ả ừ ớ ả ẩ ủ ừ ụthuộc vào t l ỷ ệ Canxi/Photpho, lượng nước, nhiệt độ cũng như độ pH c a môi ủtrường

B ng 1.7 Các h p ch ả ợ ất Ca P phổ ế - bi n

MCPM (mono canxi phot phat

mono hydrat) Ca(H2PO4 )2 ·H2O 0,5 DCPA (dicanxi phot phat

DCPD (dicanxi phot phat

phat)

CaxHy(PO4)z.nH2O,

n = 3 4,5; 15% 20% H– – 2O 1,2-2,2 CDHA (canxi deficient

phat, Hilgenstockite) Ca4(PO4)2O 2.0

B ng 1.7 ch ra các lo i h p ch t Ca-P có các tả ỉ ạ ợ ấ ỷ l Ca/P khác nhau [28]ệ Trong s nh ng h p ch t c a Ca-P thì Hydroxyapatit (HA) là h p chố ữ ợ ấ ủ ợ ất ổn định

và có độ phân h y sinh h c th p nh t [29] Th t tủ ọ ấ ấ ứ ự ốc độ phân h y sinh h c c a ủ ọ ủ

một số ợ h p ch Canxi photphat ất đượ ắc s p xếp như sau:

(ACP) >> DCP > TTCP > -α TCP β TCP > - > HA [29]

Ưu điểm th ba là canxi photphat có kh ứ ả năng thúc đẩy s ph c h i c a ự ụ ồ ủxương Nhiều nghiên c u cho th y, s n ph m ph sinh ra t h p ch t canxi ứ ấ ả ẩ ủ ừ ợ ấphotphat là HA và OCP th hi n kh ể ệ ả năng tương thích sinh học cao M t s ộ ốnghiên cứu lâm sàng đã cho thấy vi c s d ng nệ ử ụ ẹp xương thép không gỉ được

ph ủHA ảm đáng kể gi kh ả năng nhiễm trùng và th i gian ph c h i cờ ụ ồ ủa xương so

v i nh ng nớ ữ ẹp xương thép không gỉ không ph ủ HA [30] Hơn nữa, m t s báo ộ ốcáo gần đây cho thấy r ng l p ph ằ ớ ủ HA và OCP làm tăng tính liên kết gi a n p ữ ẹxương và cải thi n t t kh ệ ố ả năng chống ăn mòn cho hợp kim AZ31 ng d ng t ng ứ ụ ỏ

y sinh 6][3 Do đó, gần đây HA và OCP được nhận được s quan tâm c a các ự ủnhà khoa h c trong vi c làm v t li u ph lên b mọ ệ ậ ệ ủ ề ặt kim lo i trong các ng d ng ạ ứ ụ

cấy ghép và được gọi là l p ph ớ ủ tương thích sinh học

B i nhở ững ưu điểm đặc bi t c a h p ch Canxi photphat ệ ủ ợ ất là: tính tương thích sinh h c t t; tọ ố ốc độ phân h y sinh h c ch m; và có kh ủ ọ ậ ả năng tăng tính liên

k t gi a v t li u cế ữ ậ ệ ấy ghép và thúc đẩy s ự liền xương cao mà hợp ch Canxi ất photphat là m t v t li u tiộ ậ ệ ềm năng cho ứng d ng làm l p ph trên các c y ghép ụ ớ ủ ấkim loại chỉnh hình

Có nhiều phương pháp tổng hợp HA và OCP từ hợp chất Ca P như: sol- gel, phương pháp plasma, phương pháp phún x magnetronạ , phương pháp điện hóa… Tuy nhiên, để tạo ra lớp phủ HA từ các hợp chất Ca-P lên vật liệu nền Mg, các phương pháp nêu trên đều thể hiện một số hạn chế nhất định Hạn chế lớn nhất của phương pháp plasma là nhiệt độ quá cao (có thể trên 10.000 K) dẫn tới việc cháy vật liệu Mg Các phương pháp khác lại thể hiện hạn chế về thiết bị và

-kỹ thuật sử dụng thiết bị

Gần đây, nhà nghiên cứu S Hiromoto và đồng nghiệp đã thành công trong việc phủ HA bằng phương pháp kết tủa trong dung dịch hóa học chỉ với một bước đơn giản nhưng hiệu quả [31-33] Lớp phủ hydroxyapatite thu được có độ kết tinh cao và lớp HA phủ đều trên toàn bộ bề mặt mẫu hợp kim Mg – Al Zn –

và cả mẫu magie nguyên chất Trong các thí nghiệm nghiên cứu, S Hiromoto đã

sử dụng dung dịch hóa học Caxi phốt phát chứa Ca EDTA có chứa nồng độ ion

-Ca2+ cao nhằm thúc đẩy quá trình hình thành HA, KH2PO4 và NaOH [31-33]

Trong đồ án này, phương pháp thủy nhiệt cũng được sử dụng để phủ lớp màng

HA lên bề mặt mẫu kim loại Mg nguyên chất sử dụng dung dịch Ca-EDTA

1.5 Kết luận chương 1

Vật liệu nền Mg là một ứng viên tiềm năng ứng dụng làm vật liệu cấy

ghép tự tiêu trong ngành phẫu thuật chỉnh hình nhờ có các đặc điểm nổi bật: khả

năng tương thích sinh học, mô đun đàn hồi gần với xương tự nhiên và có khả

năng phân hủy sinh học Tuy nhiên, chúng lại gặp một vấn đề nghiên trọng là khả

năng chống ăn mòn kém dẫn tới giảm cơ tính của vật liệu trước khi xương phục

hồi

Vì vậy, nghiên cứu này tập trung cải thiện khả năng chống ăn mòn sinh

học của hợp kim Mg ZK60 bằng phương pháp phủ HA và OCP lên bề mặt Hợp

kim ZK60 được lựa chọn vì hợp kim này có cơ tính cao, có khả năng chống ăn

mòn sinh học cao hơn so với những hợp kim khác Và đặc biệt, hợp kim ZK60

không chứa Al nên có thể tránh những nguy cơ về khả năng không tương thích

sinh học Lớp phủ HA và OCP được lựa chọn vì chúng có tính ổn định cao, có

khả năng tương thích sinh học tốt, và tốc độ ăn mòn sinh học chậm