2. TEORĠK ĠNCELEME Biyomalzemeler

Transkript

1 1. GĠRĠġ VE AMAÇ Bütün omurgalı canlılar iskelet dokuları ve dişlerin oluşturulması için gerekli kalsiyum ve fosfor biriktirilmesine yarayan fizyolojik mekanizmalarla donatılmışlardır. Canlılarda kemikler, yaşayan hücreler ve bunları içinde barındıran inorganik bir matriksten oluşurlar. Kemikteki canlı hücrelerin başlıca işlevi, iskelet içindeki kemik dokularının gelişmesi ve rehabilitasyonu için gereken minerallerin düzenli ve yeterli bir biçimde olmasını kontrol etmektir. Kemiği oluşturan faz, matriks olarak isimlendirilir ve üç ana bileşenden oluşur: Bunların ilki, inorganik fazdır. Günümüzde sentetik olarak da üretilebilen kalsiyum hidroksiapatit olup kemiğe ağırlığının %69 unu sağlamaktadır. İnorganik matriks fazı iskeletin yapısal ve mekanik özelliklerini kontrol ederek içinde hücrelerin yaşayabileceği gözenekli bir kafesin yaratılmasını sağlamaktadır. Matriksin ikinci bileşeni ise kollajendir. Kollajen, kemiklerin organik bileşenidir. Kemik içinde az miktarda da olsa rastlanan diğer seramik fazlar, dikalsiyum fosfat, oktakalsiyum fosfat, trikalsiyum fosfat ve amorf kalsiyum fosfat olarak sıralanabilir. Sentetik kemik olarak kullanılabilecek ideal malzeme özellikleri ise; kimyasal uyum sağlayabilme, canlı organizma içinde olumsuz tepkimelere yol açmamak, uygun mekanik özellikler ve cerrahi müdahale ortamında kullanım kolaylığıdır. Bu malzemeler aynı zamanda kolaylıkla sterilize edilebilmeli, ucuz ve kolay üretilebilir olmalıdır. Kalsiyum fosfat seramik sistemleri, elementel bileşenleri yaşayan organizmaların kemiklerinde doğal olarak bulunduğundan, ideal malzemeler olarak kabul edilmektedirler. Genel olarak kalsiyum fosfat seramikleri arasında da hidroksiapatit yaşayan organizmalara tıbbi uygulama alanlarında, yukarıdaki kriterler ışığında ideale en yakın sentetik sert kemik dokusu malzemeleri olarak düşünülmektedir. Biyouyumluluğu yüksek olan malzemeler, kısacası biyomalzemeler metaller, seramikler, polimerler ve kompozit malzemeler olarak gruplandırılmaktadır. Aluminyumoksit, biyoaktif cam, karbon ve hidroksiapatit (HA) biyouyumlu seramik 1

2 malzemelere örnek olarak verilebilir. Biyomalzeme olarak kullanılan metaller ve alaşımlar ise, altın, tantalyum, paslanmaz çelik ve titanyum alaşımlarıdır. Polietilen, poliüretan, polimetilmetakrilat, silikon kauçuk gibi çok sayıda polimer, tıbbi uygulamalarda kullanılmaktadır. Her malzemenin kendine özgü kullanım alanı mevcuttur. Polimerler çok değişik bileşimlerde ve şekillerde (lif, film, jel, boncuk, nanopartikül) hazırlanabilmeleri nedeniyle biyomalzeme olarak geniş bir kullanım alnın sahiptirler. Ne var ki bazı uygulamalar için-örneğin ortopedik alanda-mekanik dayanımları zayıftır. Ayrıca, sıvıları yapısına alarak şişebilir ya da istenmeyen zehirli ürünler salgılayabilirler. Daha da önemlisi sterilizasyon işlemleri polimer özelliklerini etkileyebilir. Metaller, sağlamlıkları, şekillendirilebilir olmaları ve yıpranmaya karşı dirençli olmaları nedeniyle biyomalzeme olarak bazı uygulamalarda tercih edilirler. Metallerin olumsuz yanlarıysa, biyouyumluluklarının düşük olması, korozyona uğramaları, dokulara göre çok sert olmaları, yüksek yoğunlukları ve alerjik doku reaksiyonlarına neden olabilecek metal iyonu salımıdır. Seramikle biyouyumlulukları son derece yüksek olan ve korozyona dayanıklı malzemelerdir. Fakat bu avantajlarının yanı sıra, kırılgan, işlenmesi zor, düşük mekanik dayanıma sahip, esnek olmayan ve yüksek yoğunluğa sahip malzemelerdir. Homojen özellik gösteren ve kullanım açısından dezavantajlara sahip olan tüm bu malzeme gruplarına alternatif olarak da kompozit malzemeler geliştirilmiştir. Bu çalışmanın amacı biyocam-hidroksiapatit kompozitlerinin değişik oranlardaki biyocam takviyesi ve farklı sinterleme sıcaklıklarındaki mekanik özelliklerinin değişiminin incelenmesi ve implant malzeme olarak kullanılabilecek özellikte kompozitin en uygun bileşim ve sinterleme sıcaklığının belirlenmesidir. 2

3 2. TEORĠK ĠNCELEME 2.1. Biyomalzemeler Biyomalzemeler insan vücudundaki canlı dokuların işlevlerini yerine getirmek ya da desteklemek amacıyla kullanılan doğal ya da sentetik malzemelerdir. Bilimsel anlamda yeni bir alan olmasına karşın uygulama açısından biyomalzeme kullanımı tarihin çok eski zamanlarına kadar uzanmaktadır. Mısır mumyalarında bulunan yapay göz, burun ve dişler bunun en iyi örnekleridir. Altının diş hekimliğinde kullanımı, 2000 yıl öncesine kadar uzanmaktadır. Bronz ve bakır kemik implantlarının kullanımı, milattan önceye kadar gitmektedir. Bakır iyonlarının zehirleyici etkisine rağmen 19. yüzyıl ortalarına kadar daha uygun bir malzeme bulunamadığından bu implantların kullanımı devam etmiştir. On dokuzuncu yüzyıl ortasından itibaren yabancı malzemelerin vücut içerisinde kullanımına yönelik ciddi ilerlemeler kaydedilmiştir. İlk metal protez, vitalyum alaşımından 1938 de üretilmiştir lara kadar kullanılan bu protezler, metal korozyona uğradığından ciddi tehlikeler yaratmıştır de alümina ve zirkonya isimli iki seramik yapı herhangi bir biyolojik uyumsuzluk yaratmaksızın kullanılmaya başlanmış, ancak inert yapıdaki bu seramikler dokuya bağlanamadıklarından çok çabuk zayıflamışlardır. Aynı yıllarda Hench tarafından geliştirilen biyoaktif seramikler, (örneğin biyocam ve hidroksiapatit) ile bu problem çözülmüştür. İlk başarılı sentetik implantlar, iskeletteki kırıkların tedavisinde kemik plakalarıdır [1]. Bunu 1950 lerde kan damarlarının değişimi ve yapay kalp kapakçıkları geliştirilmesi, 1960 larda da kalça protezleri izlemiştir. Kalp ile ilgili cihazlarda esnek yapılı sentetik bir polimer olan poliüretan kullanılırken, kalça protezlerinde paslanmaz çelik ön plana geçmiştir. Bunun yanı sıra ilk olarak 1937 de diş hekimliğinde kullanılmaya başlanan polimetilmetakrilat (diş akriliği olarak da bilinir) ve yüksek molekül ağırlıklı polietilen de kalça protezi olarak kullanılmıştır lerde ilk sentetik, bozunur yapıdaki ameliyat ipliği, poli (glikolik asit) den üretilmiştir. Kısacası son 30 yılda 40 ı aşkın metal, seramik ve polimer vücudun 40 dan fazla değişik parçasının onarımı ve yenilenmesi için kullanılmıştır. Biyomalzemeler yalnızca implant olarak değil ekstra 3

4 korporeal cihazlarda (vücut dışına yerleştirilen ama vücutla etkileşim halindeki cihazlar), çeşitli eczacılık ürünlerinde ve teşhis kitlerinde de yaygın olarak kullanılmaktadır. Günümüzde, yüzlerce firma tarafından çok sayıda biyomalzeme üretilmektedir ü aşkın çeşitte tıbbi cihaz, 2500 kadar farklı teşhis ürünü ve yaklaşık 3900 civarında değişik eczacılık ürünü, bu teknolojinin en büyük bölümünü oluşturmaktadır. Ancak halen biyomalzemelerden kaynaklanan aşılamamış sorunlar da vardır. Bunların çözümünde doku mühendisliği ve gen tedavisi alternatif yaklaşımlar sunmaktadır. Özellikle nanoteknoloji, bilişim teknolojileri ve fabrikasyon yöntemlerindeki gelişmelere paralel olarak daha mükemmel biyomalzemelerin geliştirilmesi hedeflenmektedir. Biyomalzemeler temel olarak tıbbi uygulamalarda kullanılmalarına karşın, biyoteknolojik alandaki kullanımları da göz ardı edilmemelidir. Bunlar arasında hücre teknolojisinde hücre ve hücresel ürün üretiminde destek malzeme olarak, atık su arıtımında adsorban (yakalayıcı tutucu) malzeme olarak, biyosensörlerde, biyoayırma işlemlerinde, enzim, doku, hücre gibi biyoaktif maddelerin immobilasyonunda (tutuklanmasında) ve biyo çiplerdeki kullanımları sayılabilir [1]. İmplant olarak kullanılan malzemeler, temas halinde bulunduğu kemik dokusunun verdiği tepkiye göre biyotolerant, biyoaktif ve biyoinert olmak üzere üç sınıfta gruplanabilir. Biyoinert malzemeler kimyasal açıdan oldukça kararlıdırlar. Bu malzemelerle çevresindeki doku arasında hiçbir bağlanma olmaz (örneğin alümina ve zirkonya). Biyotolerant malzemeler de çevresindeki dokuyla arasında istenmeyen ancak vücut tarafından tolere edilebilecek bir etkileşim oluşur. Bu tür malzemelerden yapılan implant, lifli bir doku tabakası içinde tamamen çevrelenmiş hale gelir. Bu tür bir lifli doku, implant malzemesini içinde bulunduğu vücut dokusundan izole etmek için oluşturulur ve gerçekte bu vücut tarafından oluşturulan bir korunma mekanizmasıdır. Metaller ve polimerlerin büyük bir kısmı bu tür bir ara yüzey reaksiyonuna yol açar. Bu tür implantlar, eğer implantasyon sabitleştirme işlemi sağlam bir şekilde yapılırsa ve implant-doku ara yüzeyinde herhangi bir hareketlilik olmazsa klinik olarak başarılı bir şekilde kullanılabilirler. Ancak bu tür implant malzemeler, bu tip bir yüklemeye maruz kalıp da implant-doku ara yüzey hareketi oluşursa kapsül tabakası birkaç yüz mikron kalınlığına ulaşabilir. Bu durumda implant-doku ara yüzeyi çok çabuk bir şekilde 4

5 gevşemeye uğrayabilir. Bu tür bir gevşeme zamanla klinik başarısızlığa neden olabilir. Bu başarısızlık, implant malzemesinin kırılması ya da implant malzemesiyle birleşik olan kemiğin kırılması şeklinde olabilir. Biyoaktif malzemeler özel biyolojik aktivite oluşturmak için dizayn edilirler. Bazı özel biyoaktif malzemeler yumuşak doku ile bağ oluştururlar, fakat birçok durumda istenilen biyolojik aktivite, biyoaktif malzemelerin canlı vücut dokusuyla kaynaşıp, temas halinde olduğu kemik ile ara yüzeyde kuvvetli bir bağ oluşturmasıdır. Uygun bir kuvvetli biyoaktif malzemeden üretilen implant kullanımıyla implant ile kemik arasında çabuk ve kuvvetli bir bağ oluşturulur [2] Biyomalzemelerden Beklenen Temel Özellikler Kemiğe Yakın Elastik ve Mekanik Özellikler Cerrahi implantların tasarımı için biyolojik uyumluluktan sonra en önemli özelliklerden birisi de kemik ile karakteristiklerin çakışması gereğidir. Elastiklik modülü ancak bir kat büyük nakil malzemeleri bile gerilimle karşılaşıldığında görülecek elastik cevabın çakışmamasına neden olur. Bu tip malzemelerin enerji emme kapasitesi de devamında kemiğe oranla düşük olacaktır. Benzer zorluklar diğer malzeme özelliklerinin uymaması durumunda da görülecektir Korozyon Direnci Cerrahi nakillerde dikkat edilmesi gereken en önemli konulardan birisi korozyondur. Yüksek çevrimli gerilime ve korozivitesi yüksek sıvılar malzemeleri etkiler. Bünyedeki ortam metaller için yüksek korozyon koşulları oluşturacak dinamik bir ortamdır. Metaller korozyona uğradığında oluşacak ürünler bünye için tehlike oluştururlar. Bundan dolayı malzeme gerekiyorsa fizikokimyasal ve mekanik özellikler açısından yeteri miktar değiştirilerek uygulanabilir. Ayrıca doku-nakil ara yüzeyinde yalıtılarak uygulanmış toksik nakiller korozyon sonrasında allerjik ve tepkimelere girebilirler. Sonuç olarak uygulanan cerrahi nakil malzemelerin mümkün olduğunca hiç korozyona meydan vermeyecek şekilde uygulanması büyük zorunluluktur Uygun Dizayn: Saydığımız tüm kriterleri sağlayan mükemmel bir malzeme bile doğru tasarlanmadığı takdirde umulmadık hasarlara neden olabilir. Bu nedenle kullandığımız malzemenin 5

6 normal yapısal özelliklerini kullanabileceğimiz, cihazla çakışacak optimum bir tasarım çok önemlidir [3] Biyoaktivite Biyoaktif malzemeler, malzeme ile doku arasında bağ oluşumuyla sonuçlanan, malzemenin ara yüzeyinde spesifik bir biyoloji tepkime sağlayan malzemelerdir. Biyoaktif camların, cam seramiklerin ve biyoaktif seramiklerin yaygın bir karakteristiği de yüzeylerinin kolojen doku lifleriyle biyolojik olarak aktif olan hidroksi karbona apatit (HCA) katmanı oluşturmalıdır. Biyoaktif implant üzerinde oluşan HCA katmanı, kemiğin yapısına fiziksel ve kimyasal olarak eşdeğerdir. Bu eşdeğerlik ara yüzeyde bağlanmanın gerçek sebebidir [4] Biyouyumluluk Biyomalzemeler, insan vücudunun çok değişken koşullara sahip olan ortamında kullanılırlar. Örneğin vücut sıvılarının ph değeri farklı dokulara göre 1 ile 9 arasında değişir. Günlük aktivitelerimiz sırasında kemiklerimiz yaklaşık 4 MPa, tendonlar ise MPa değerinde gerilmeye maruz kalır. Bir kalça eklemindeki ortalama yük, vücut ağırlığının üç katına kadar çıkabilir, sıçrama gibi faaliyet sırasında ise bu değer vücut ağırlığının 10 katı kadar olabilir. Vücudumuzdaki bu gerilimler ayakta durma, oturma ve koşma gibi faaliyetler sırsında sürekli tekrarlanır. Biyomalzemelerin tüm bu zor koşullara dayanıklı olması gerekmektedir. Önceleri tahta, kauçuk gibi doğal malzemelerin veya altın cam gibi yapay malzemelerin biyomalzeme olarak kullanımı deneme yanılma yoluyla yapılırdı. Vücudun bu malzemelere verdiği cevaplar ise son derece farklı olurdu. Belirli koşullar altında, bazı malzemeler vücut tarafından kabul görürken, aynı malzemeler, koşullar değiştiğinde vücut tarafından reddedilirdi. Son 30 yıl içerisinde biyomalzeme/doku etkileşimlerinin anlaşılması konusunda önemli bilgiler elde edilmiştir. Özellikle canlı ve cansız malzemeler arasında çok büyük farklılıklar olduğu saptanmıştır. Araştırmacılar biyomalzeme ve biyouyumluluk terimlerini, malzemelerin biyolojik performanslarını belirtmek için kullanmışlardır. Biyouyumlu olan malzemeler, biyomalzeme olarak adlandırılmış ve biyouyumluluk; uygulama sırasında malzemenin vücut sistemine uygun cevap verebilme yeteneği olarak tanımlanmıştır. Biyouyumluluk, bir biyomalzemenin en önemli özelliğidir. Biyouyumlu yani vücutla uyuşabilir bir malzeme kendisini çevreleyen dokuların normal değişimlerine engel 6

7 olmayan ve dokuda istenmeyen tepkiler (iltihaplanma, pıhtı oluşumu...vs) meydana getirmeyen malzemelerdir. Wintermantel ve Mayer bu terimi biraz genişleterek biyomalzemenin yapısal ve yüzey uyumluluğunu ayrı ayrı tanımlamışlar. Yüzey uyumluluğu bir biyomalzemenin vücut dokularına fiziksel, kimyasal ve biyolojik olarak uygun olmasıdır. Yapısal uyumluluk ise; malzemenin vücut dokularının mekanik davranışına sağladığı optimum uyumdur. Biyouyumluluğu yüksek olan malzemeler, bedene yerleştirilebilir cihazların hazırlanmasında kullanılırlar. Ancak halen mükemmel biyouyumluluğa sahip bir malzeme sentezi gerçekleştirilebilmiş değildir Metalik Biyomalzemeler Kristal yapıları ve sahip oldukları güçlü metalik bağlar nedeniyle üstün mekanik özellikler taşıyan metal ve alaşımları biyomalzeme olarak sıkça kullanılmaktadırlar. Bir yanda ortopedik uygulamalarda eklem protezi ve kemik yenileme malzemesi olarak kullanılırken, diğer yandan yüz ve çene cerrahisinde, örneğin diş implantı gibi, ya da kalp-damar cerrahisinde yapay kalp parçaları, kateter, kalp kapakçığı olarak da kullanım alanı bulunmaktadırlar. Metallerin biyomalzeme pazarındaki en büyük payını ise teşhis ve tedavi amaçlı aygıtların metalik aksamları oluşturmaktadır. İnsan vücudunda kullanılmak üzere geliştirilen ilk metal Sherman Vanadyum Çeliği dir. Biyomalzeme üretiminde kullanılan demir, bakır, krom, kobalt, nikel, titanyum gibi çok sayıda metal az miktarda kullanılmak koşuluyla canlı vücudunda uygunluk gösterirler. Vücut içerisinde fazla miktarda bulunması zararlı olan bu metaller, metaobolik faaliyetler sırasında da oluşabilmektedir. Örneğin kobaltın B12 vitamininden sentezlenmesi ya da demirim hücre fonksiyonu olarak meydana gelmesi bu olaya örnek olarak verilebilir. Metallerin biyolojik ortama uygunluğu vücut içerisinde korozyona uğramalarıyla ilgilidir. Korozyon, metallerin çevreleriyle istenmeyen bir kimyasal reaksiyona girerek oksijen, hidroksit ve diğer başka bileşikler oluşturarak bozunmasıdır. İnsan vücudundaki kan, su, çözünmüş oksijen, klorür ve hidroksit gibi çeşitli iyonlar içerir. Bu nedenle, insan vücudu biyomalzeme olarak kullanılan metaller için oldukça korozif bir ortamdır. Malzeme korozyon sonucu zayıflar, daha da önemlisi korozyon ürünleri doku içerisine girerek hücrelere zarar verirler. Soy metallerin korozyona karşı 7

8 direnciyse mükemmeldir. Biyomalzeme olarak kullanılan önemli metalik malzemeler ise aşağıda sıralanmıştır. Çeliğin iki türlü kullanımı bulunmaktadır. Demir, karbon ve az miktarda fosfor, silisyum ve mangan dan oluşan çelik, karbon çeliği olarak adlandırılır. %1 den daha düşük karbon içeriğine sahip ve diğer metaller ve ametalleri de içerecek şekilde hazırlanan çelik ise alaşım çeliğidir. Bu gruptaki çelikler, karbon çeliğine göre daha pahalı ve işlenmeleri de daha zordur. Ancak korozyon ve ısıl dirençleri çok daha yüksektir. Alaşım çelikleri alüminyum, krom, kobalt, bakır, kurşun, mangan, molibden, nikel, fosfor, silisyum, kükürt, titanyum, tungsten ve vanadyum içerebilirler. Alüminyum aşınmaya karşı direnci arttırırken, yüksek miktarlarda eklenen krom, korozyon ve ısıl direncini arttırır. Bu tür çelikler paslanmaz çelik olarak adlandırılırlar. Paslanmaz çeliklerin biyolojik uyumluluğu zayıf olduğundan kemik veya yumuşak bir doku ile tamamen birleşmesi mümkün değildir. Örneğin paslanmaz çelik vücutta kemiğe yakın bir yere yerleştirildiğinde kemik ile metal arasında mikroskobik seviyede ince bir lifsi doku oluşur. Bu olay implantın başarısının doku ile bütünleşmesine bağlı olduğu uygulamalarda paslanmaz çeliğin kullanımını engeller [2]. Biyomalzeme olarak yaygın kullanılan paslanmaz çelik 316L olarak bilinir. Kobalt içeren alaşımlar, genelde kobalt-krom alaşımlarıdır. Temel olarak kobalt-krommolibden alaşımı ve kobalt-nikel-molibden alaşımı olmak üzere iki tür alaşımdan söz edilir. Bunlardan birinci bileşim uzun yıllardan beri dişçilikte ve son zamanlarda yapay eklemlerin üretiminde kullanılmaktadır. İkinci alaşımsa daha yeni bir malzemedir. Fazla yük altındaki eklemlerde (diz ve kalça gibi) ve protezlerde kullanılmaktadır. Titanyum ve titanyum içeren alaşımlar, titanyumun biyomalzeme üretimindeki kullanımı otuzlu yılların sonuna doğru görülmeye başlanmıştır. Titanyum paslanmaz çelik ve kobalt alaşımlarına göre daha hafif bir malzemedir. Yüksek sıcaklıklarda çok reaktif ve oksijen varlığında patlayıcı özelliktedir. Bu nedenle yüksek sıcaklık uygulamalarında inert bir atmosfere ihtiyaç duyulur. Nikel-Titanyum alaşımları, ısıtıldıklarında bozulan ilk şekillerine dönebilme özelliğine sahiptirler. Bu özellik nedeniyle, şekil hafızalı alaşımlar olarak isimlendirilirler. Bu malzemelerin gerekli olduğu bazı biyomalzeme uygulamaları; diş köprüleri, kafatası, içerisindeki damar bağlantıları, yapay kalp için kaslar ve ortopedik protezler olarak sıralanabilir [1]. 8

9 2.3. Doğal Malzemeler Hayvan veya bitkilerden elde edilen bir çok malzeme de günümüzde biyomalzeme olarak kullanılmaktadır. İmplant malzeme olarak doğal malzemelerin kullanımının en büyük avantajı, vücut ortamında biyolojik olarak mükemmel uyum göstermeleridir. Bu yüzden, biyomimetik (biyolojik faaliyetlerden esinlenerek ve benzetmeler yaparak yeni mühendislik yapılarının ortaya çıkarılması) alanındaki çalışmalar her geçen gün artmaktadır. Sentetik malzemelerle karşılaştırıldığında, doğal malzemeler genellikle zehirleyici etki göstermezler. Ayrıca dokudaki iyileşme veya onarıma yardımcı olabilecek özel proteinleri ve diğer kimyasal sinyalleri taşıyabilirler. Fakat, bu malzemeler bağışıklıkla ilgili problem yaratmaktadırlar. Diğer bir dezavantaj ise; bu malzemelerin vücut sıcaklığının üstündeki (36.5 ºC ) sıcaklıklarda bozunma eğilimi göstermeleridir. Bu koşullar, farklı boyut ve şekillerde implantların üretimini kısıtlar. Doğal malzemelere örnek olarak kollajeni verebiliriz. Genellikle lifsi yapıda bulunan kollajen karakteristik bir üçlü heliks yapıya sahiptir ve memeli canlılarda bulunan en yaygın proteindir. Örneğin, sığır derisindeki proteinin hemen hemen yarısı kollajendir. Kemik, tendonlar, bağlar, vs. gibi bağlayıcı dokuları oluşturan en önemli bileşenlerden biridir. Kollajenin vücut içinde birbirinden farklı en az 10 türü vardır. Bunlar arasında Tip I deri, kemik ve tendonlarda; Tip II bağlantı bölgelerindeki eklemsel kıkırdaklarda bulunurken; Tip III kan damarlarının en önemli bileşenlerinden biridir. Vücut içine implante edilen kollajen, kollajenaz olarak bilinen enzimler yardımıyla veya bulunduğu doku içinde şeklini değiştirerek ayrışır. Kollajenin biyomalzeme olarak kullanımı için oldukça yoğun çalışmalar yapılmaktadır. Kollajen genellikle yüksek mekanik dirence sahip olmadığı için vücut içine süngersi yapıda yerleştirilir. Yeni dokuların büyümesinde bir yapı iskeleti olarak ümit verici gözükmektedir ve yaraların iyileştirilmesinde ticari olarak kullanılan bir üründür Biyoseramikler Milyonlarca yıl öncesinde ateşin keşfiyle, kilin seramik çanak çömleğe dönüştürülmesi, insan topluluklarının göçebe avcılıktan yerleşik tarımsal yaşama geçişine neden olmuştur. Geçtiğimiz 40 yılda vücudun zarar gören veya işlevini yitiren parçalarının tamiri, yeniden yapılandırılması ya da yerini alması için özel tasarımlı seramikler geliştirilmiştir. Bu amaçla kullanılan seramikler, biyoseramikler olarak adlandırılırlar. 9

10 Biyoseramikler, polikristalin yapılı seramik (alümina ve hidroksiapatit), biyoaktif cam, biyoaktif cam seramikler veya biyoaktif kompozitler şeklinde hazırlanabilmektedir. İnorganik malzemelerin önemli bir grubunu oluşturan bu malzemeler, sağlık sektöründe çok çeşitli uygulamalarda kullanılmaktadırlar. Örneğin gözlük camları, teşhis cihazları, termometreler, doku kültür kapları, endoskopide kullanılan fiber optikler, bunlar arasında sayılabilir. Çözünmez gözenekli camlar, enzim, antikor ve antijen taşıyıcı olarak da kullanılmaktadırlar. Mikroorganizmalara, sıcaklığa, çözücülere, ph değişimlerine ve yüksek basınçlara olan dirençleri bu uygulamalar açısından büyük avantaj sağlamaktadır. Biyoseramikler biyoinert ve biyoaktif olmak üzere iki grupta incelenebilirler. Biyoaktif seramik, doku ve implant arasında kimyasal bağ oluşumuna izin veren seramiklerdir. Biyoinert seramikler ise hiçbir bağ oluşumuna izin vermezler Biyoseramiklerin Dokular ile EtkileĢimleri Canlı dokuya yerleştirilen tüm malzemeler, bu dokudan tepki alırlar. Bu tepki dokuimplant ara yüzeyinde oluşur ve tablo 2.1 de sıralanan çeşitli faktörlere bağlı olur. Bu faktörlere bağlı olarak implant malzemeye olan doku cevabının dört türünden bahsedilebilir. Bunlar: i) Mazeme toksit ise, çevresindeki doku ölür. ii) Malzeme toksit değil ve biyinert ise,değişik kalınlıklarda fibroz doku oluşumu gerçekleşir. iii) Malzeme toksit değil ve biyoaktif ise, doku-implant ara yüzeyinde bağlanma gerçekleşir. iv) Malzeme toksit değil fakat çözünür yapıdaysa, çevresindeki doku, implantın yerini alır. 10

11 Tablo 2.1. İmplant-doku ara yüzey ilişkisini etkileyen faktörler Doku yönünde Doku tipi Doku yaşı Doku sağlığı Doku içi kan sirkülasyonu Arayüzey haraketliliği Arayüzey kan sirkülasyonu Boyutlar arası uygunluk Mekanik yükleme Ġmplant yönünde İmplant bileşimi İmplanttaki faz sayısı Faz sınırları Yüzey morfolojisi Yüzey gözenekliliği Kimyasal reaksiyon Boyutlar arası uygunluk Mekanik yükleme Dokuların çok karşılaşılan bir tepkisi de, dokunun implant çevresinde lifsi bir kapsül üretmesidir. Bu ipliksi doku, organizma tarafından implanta karşı bir duvar örmek için veya implantı izole etmek için üretilir. Kısacası, bir çeşit korunma mekanizmasıdır ve implant, zamanla ipliksi doku ile tamamen kaplanarak doku yüzeyinden uzaklaşır. Metaller ve çok sayıda polimer, bu çeşit bir tepkiye neden olurlar. Alümina ve zirkonya gibi hemen hemen inert sayılabilecek seramikler de, ara yüzeyde ipliksi doku oluşumuna neden olurlar. Ancak optimum koşullarda, bu doku son derece incedir. Kimyasal reaktifliği çok yüksek olan metal implantlarda ise daha kalın ara yüzey tabakaları oluşur. Ara yüzeydeki uyumluluk ve hareketlilik de tabakanın kalınlığını büyük ölçüde etkiler. Üçüncü bir doku tepkisi, implantla doku arasındaki ara yüzeyde bağlanmanın gerçekleşmesidir. Bu yüzey biyoaktif yüzey olarak adlandırılır. Bağlanma, implantla doku arasındaki hareketliliği engeller, ayrıca implantın vücut tarafından dışlanması da engellenmiş olur. Dördüncü tür etkileşimde ise, implant malzeme, onarım işlemi tamamlandığında çözünür ve kendisini çevreleyen doku tarafından emilerek yok edilir. Bu nedenle emilebilir cinste biyomalzeme kullanıldığında, bu malzemenin vücut sıvılarınca 11

12 kimyasal açıdan parçalanabilir yapıda olmasına dikkat edilmelidir. Bozunma ürünleri de zehirli olmamalı ve hücrelere zarar vermeden dokudan uzaklaştırılmalıdır. Biyoseramiklerin doku cevabına göre sınıflandırılması tablo 2.2 de özetlenmiştir. Tablo 2.2. Biyoseramiklerin doku cevabına göre sınıflandırılması Ġmplant Türü Doku Cevabı Örnek Gözeneksiz,yoğun ve inert seramikler Çok ince fibroz doku oluşumu (morfolojik sabitleme) Alümina, Zirkonya Gözenekli, inert seramikler Gözenek içerisinde doku büyümesi (biyolojik sabitleme) Hidroksiap atit (HA) HA ile kaplanmış metaller Gözeneksiz biyoaktif seramikler Doku implant ara yüzey bağlanması (biyoaktif sabitleme) Biyoaktif camlar Cam seramikler HA Rezorbe olan seramikler Emilme Trikalsiyu mfosfat Biyoaktif camlar Alümina ve zirkonya, çok iyi mekanik uygunluk sağlayacak şekilde dokuya yerleştirildiklerinde ara yüzeyde hareket oluşmayacağından, klinik açıdan başarılı olacaklardır. Ancak bu tür implantlar ara yüzeyde hareket olacak şekilde yerleştirildiklerinde implant çok çabuk gevşeyebilir. Sonuç klinik açıdan başarısızlıktır. Gözenekli implant durumunda, dokunun canlı ve sağlıklı kalabilmesi için gözenekler mm çapa sahip olmalıdır. 12

13 2.4.2.Yapısal ĠĢlevlerine Göre Biyoseramikler Oksit Seramikler Bunlar inert yapıda olan ve oksijen iyonlarının oluşturduğu düzlemde metal iyonlarının dağılmasıyla oluşan polikristalin seramiklerdir. Bunlar örnek olarak alümina (Al 2 O 3 ) ve zirkonya (ZrO 2 ) verilebilir. Alumina, yüksek yoğunluk ve yüksek saflığa (>%99.5) sahip alümina, korozyon direnci, yüksek dayanımı ve iyi biyouyumluluk özelliğinden dolayı kalça protezlerinde ve diş implantlarında yaygın kullanıma sahiptir. Bu uygulamalarda kullanılan alüminanın çoğu, iyi tane yapısına sahip, polikristalin alfa-alüminanın C de preslenmesi ve sinterlenmesi sonucu elde edilir. alümina, 20 yılı aşkın süredir ortopedik uygulamalarda kullanılmaktadır. Zirkonya da, alümina gibi bulunduğu fiziksel ortam üzerinde biyoinert etki gösterir. Alüminanın seramiklere göre avantajı, çok daha yüksek çatlama ve bükülme direncine sahip olmasıdır. Zirkonya, uyluk kemiği protezlerinde başarıyla kullanılmaktadır. Ancak uygulamalarına üç önemli problemle karşılaşılmaktadır. Fizyolojik sıvılar nedeniyle zamanla gerilme direncinin azalması, kaplama özelliklerinin zayıf oluşu ve potansiyel radyoaktif malzemeler içermesi. Bu elementleri yapıdan ayırmak ise çok zor ve pahalı işlemler gerektirmektedir Kalsiyum Fosfat Seramikleri Kalsiyum ve fosfat atomlarının çoklu oksitleri şeklindeki yapılardır. hidroksiapatit, Ca 5 (PO 4 ) 3 OH, trikalsiyumfosfat,ca 3 (PO 4 ) 2 (emilebilir) ve oktakalsiyumfosfat CaH(PO 4 ) 3 2OH bu yapılara örnek olarak verilebilir. Kalsiyum fosfat esaslı biyoseramikler ortopedik kaplamalar ve diş implantlarında, yüz kemiklerinde, kalça ve diz protezlerinde kemik tozu olarak kullanılırlar. Kalsiyum fosfat seramiklerin sinterlenmesi genellikle C de gerçekleşir ve bunu istenilen şekle sıkıştırılması izler. Tüm kalsiyum fosfat seramikleri değişen hızlarda biyolojik olarak bozunurlar. Kalsiyum fosfat seramikleri, gözenekli yapıda da hazırlanabilirler. Gözenekli seramik implanların en büyük avantajı; kemik, seramik malzemenin gözenekleri içerisinde büyüdüğünde, oluşan ara yüzeyin mekanik açıdan yüksek kararlılığa sahip olmasıdır. Poroz malzemeler, her zaman için yığın formlarında daha zayıflar ve artan 13

14 gözenekliliğe bağlı olarak, malzemenin dayanımı daha da azalmaktadır. Diş implantlarında kaplama olarak gözenekli hidroksiapatitler kulanılmaktadır [1]. Hidroksiapatit (HA) kemik alt maddesi olarak bilinen, tahrip edici vücut reaksiyonlarına neden olmayan bir grup kalsiyum fosfattır. HA in kimyasal formülü Ca 5 (PO 4 )OH olup Ca/P oranı 1.67 dir. Porozitesiz yoğunluğu yaklaşık 3.16 g/cm 3, yaklaşık mikro sertliği HV ve 100 ile 200 MPa arasında basma mukavemetini sahiptir. Kırılma tokluğu ise 1 MPa m 1/2 dir. Bu yüzden alüminyum oksit seramikleri ve titanyum gibi implant malzemelerine göre yüksek dayanıma sahip malzemeler olarak kabul edilemezler [5]. HA vücut ile iyi biyouyumluluk gösterse de düşük mekanik özelliklerinden dolayı uygulamaları yük taşımayan bölgelerle sınırlıdır [6]. Kemik ve dişin mineral bileşenine çok benzer olması nedeniyle biyolojik olarak en uyumlu malzemelerden biridir. HA malzemeler hiçbir toksit etki göstermezler. Hem sert dokularla hem de deri ve kas dokularıyla oldukça iyi biyolojik uyumluluk gösterirler. Ayrıca, HA kemiğe direkt olarak bağlanabilmektedir. İçermiş olduğu kalsiyum ile normal kemik çok kolay adapte olabilmektedir. Bu seramik malzemenin en önemli özelliği yeni bir kemik dokusunun oluşumuna zemin hazırlamasıdır [2] Cam ve Cam Seramikler Bunlar silika temelli seramiklerdir. Cam seramikler Lityum/Alüminyum veya Magnezyum/Alüminyum kristalleri içeren camlardır. Biyocam da ise; silika gruplarının bazıları kalsiyum, fosfor veya sodyum ile yer değiştirmiştir. (SiO 2, Na 2 O, CaO, P 2 O 5 ). Böylece doku ve implant arasında kimyasal bağlanma gerçekleşir. Biyocamlar yüksek biyoaktiviteye sahip seramiklerdir ve hem invitro hem de invivo da biyoaktiviteleri ölçülerek komşu kemik dokularıyla güçlü bağlar oluşturdukları gözlemlenmiştir. Fakat kortikal kemikle karşılaştırıldığında uygun olmayan kırılma tokluğu nedeniyle medikal uygulamaları düşük dayanım gerektiren bölgelerle sınırlı kalmıştır. Bu sınırlama ne yazık ki medikal uygulamalarda kullanılan camların, seramiklerin ve cam seramiklerin genel bir karakteristiğidir. Biyocamların yaklaşık yoğunluğu 2.45 g/cm 3, mikro sertlikleri 458 HV, basma dayanımları MPa ve kırılma toklukları 1.2 ile 2.6 MPa m 1/2 arasındadır. Biyocamlar, HA lere nazaran invitro ve invivodaki mekanik özelliklerini daha uzun süre sürdürebilirler. Biyocamların biyoaktiviteleri de aynı zamanda HA lere göre daha fazladır. 14

15 Biyoseramikler, iskeletteki sert bağ dokusunun tamiri veya yenilenmesinde kullanılırlar. Bu malzemelere olan gereksinim, özellikle ilerleyen yaşa bağlı olarak ortaya çıkmaktadır. Yaşlılarda kemikler çok kırılgan olur çünkü kemik yoğunluğu ve dayanımı 30 yaşından itibaren azalır. Bir insanın ortalama ömrü 80 yıl olarak düşünülürse, 60 yaşında bağ dokusu için yedek malzeme ihtiyacı başlar ve en az 20 yıl boyunca biyoseramiklere gerek duyulur. Biyoseramiklerin kullanımını sınırlayan nedenlerin, en önemlileri, bazı klinik uygulamalardaki yavaş ilerleyen çatlaklar, yorulma ve değişik darbe ve basınçlara dayanımlarının tam olarak bilinememesidir. Bu olumsuzlukları önlemek için kullanılan iki yeni yaklaşımdan birisi, biyoaktif kompozitler, diğeriyse biyoaktif seramiklerle yapılan kaplamalardır [1] Hidroksiapatit Hidroksiapatit (HA), insan vücuduyla büyük uyumluluk göstermesine rağmen, düşük mekanik özellikleri nedeniyle kullanımı ağır yük taşımayan bölgelerle sınırlı kalmıştır. HA in mekanik özelliklerini arttırmak için hala araştırmalar devam etmektedir. Fakat halen hem istenen biyo uyumluluğa hem de mekanik özellikleri taşıyan bir malzeme elde edilememiştir. HA in mekanik özelliklerini geliştirmek için iki yaklaşım mevcuttur. Bunlardan birincisi, metal üzerine HA kaplayarak makro kompozitler elde edip metalin yüksek mekanik özellikleriyle HA in biyouyumluluğunu birleştirmektir. İkinci yaklaşım ise, mikroyapının kontrolü ve değişik takviyeler kullanımıdır. Son yıllarda partikülleri, plakaları, uzun fiberleri de kapsayarak birçok takviye kullanılmaktadır. HA, yoğun veya makroporoz şekilde hazırlanabilmektedir. Yoğun HA in mekanik özellikleri poroz HA e nazaran çok daha iyidir [7,8,9,10] Hidroksiapatitin Genel Yapısı ve Özellikleri Apatit terimi aynı yapıya sahip fakat tam olarak aynı bileşime sahip olmayan bir bileşim ailesidir. Yani apatit bir bileşim değil tanımdır. Hidroksiapatit (HA), özellikle kalsiyum hidroksiapatit, Ca 10 (PO 4 )(OH) 2 olan belli bir kimyasal formüle ve belli bir kristalografik yapıya sahiptir. Kalsiyum fosfat boşluk grubu P6 3 /m ile hegzagonal sisteme bağlıdır. En küçük yapı elemanı olan birim hücre, birbirlerine bir düzende sıkıca paketlenmiş Ca, PO 4 ve OH gruplarından oluşan apatit kristalini içerir. Apatit yapısı diğer birçok iyonla yer değiştirmeye çok açıktır. Bu yapıdaki Ca, PO 4 ve OH 15

16 grupları yerine geçen iyonlar hegzogonal simetriyi fazla değiştirmeden yapının kafes parametresi, morfolojisi ve çözünürlüğü gibi özelliklerinde değişime neden olurlar. Fakat Cl iyonları çok değişkenli durumundan ve b yönündeki hücreleri genişlettiğinden yapının hegzagonal simetrisini kaybetmesini sağlar ve monolitik simetriyi yaratırlar.mesela; (OH) için F, kristalinitenin artışıyla beraber a-ekseni yönünde bir büzülmeye neden olur fakat c-eksenini değiştirmezler. Bu da kristal boyutunu arttırır ve yapıya daha fazla stabilite kazandırır. Arttırılmış stabilite, florlu apatitlerin F içermeyen sentetik ve biyolojik apatitlere göre daha az çözünebilir olduğunu göstermiştir. Karbonat (CO 3 ), hidroksil (OH ) ve fosfat (PO 4 ) grupları yer değiştirebiliri ve bunlara sırasıyla Tip A ve Tip B yer değişimleri denir. Bu iki tip yer değişimi, kafes parametreleri, a-ekseni ve c-ekseni yönlerinde zıt etkiler göstermektedir. Karbonat içermeyen apatitlerle karşılaştırıldıklarında; Tip A durumunda, küçük çizgisel OH grubu ile daha geniş düzlemsel CO 3 grubu yer değiştirir ve bu da a-ekseninde genişlemeye ve c-ekseni yönünde büzülmeye neden olur; Tip B de ise, geniş tetrahedral PO 4 grubu ile daha küçük düzlemsel CO 3 grubu yer değiştirir ve bu da a-ekseninde büzülmeye ve c-ekseni yönünde genişlemeye neden olur. Apatit yapısında yer alacak diğer iyonlara örnek olarak kalsiyumla stronsiyum, magnezyum, baryum ve kurşun, fosfatla vanatlar, boratlar ve manganatlar gösterilebilir. Bu yer değişimleri sonucunda kafes parametresinde değişimler gözlenir. Yer değiştirmiş ve yer değiştirmemiş HA in kafes parametreleri arasındaki değişiklik, yer değiştiren iyonların miktar ve boyutuna göre değişir. Apatitteki yer değiştiren iyonlar F veya Cl ile (OH) veya CO 3 ile Sr veya Ca ile Mg, apatitin çözünmesinde artışa neden olur. Aynı anda ikisi birden yapıya girerse apatit özellikleri üzerinde sinerjitik veya antagonestik etki oluşturur. Mesela; Mg ve karbonat, sentetik apatitlerin çözünme özelliklerini ve kristalinitelerini etkiler. Magnezyum ve florür yaya karbonat ve florür antagonistik etkilere sahiptir ve burada florür etkisi çok da baskındır. Apatit özellikleri üzerinde yapıya giren atomların etkilerini kapsamlı bir şekilde anlaşılması, yer değişimli HA in yeni biyomalzemeler olarak geliştirilmesi için önemlidir. Ayrıca kemik minerali ile kemik onarımı ve dental ve ortopedik implant olarak kullanılan HA malzemeleri arasındaki ilişkiyi anlamamıza yardımcı olur [7,8]. 16

17 Yoğun Hidroksiapatit Seramikleri Ca/P oranının HA lerin tane büyümesi üzerinde önemli etkisi olmadığı belirlenmiştir. HA bozunma sıcaklığı, su buharının kısmi buhar basıncının bir fonksiyonudur. Vakum altında yapılan prosesler bozunmayı daha da çabuklaştırırken, yüksek kısmi buhar basınçlarında ayrışma reaksiyonları önlenebilmektedir. Diğer taraftan, sinterleme atmosferinde su varlığının HA in yoğunlaşmasını etkilediği ve tane büyümesini düzenlediği belirlenmiştir. HA içinde bulunan F ve Cl iyonlarının, HA seramiğinin yoğunlaşma özelliğini ve tane büyümesini etkilemediği bilinmektedir. HA içinde buluna bir diğer önemli bileşen de karbonat iyonlarıdır. Eğer HA kafesi içinde yalnızca fosfat gruplarıyla yer değiştirilirse HA in sinterlenebilirliğini arttırmaktadır. Bu etki, kafes içinde Na iyonları da bulunuyorsa etkisini kısmen gösterir. Diğer taraftan, CO 3 ve OH bileşiklerinin sinterleme üzerinde bir etkisi yoktur. Karbonat iyonları, sinterleme sırasında HA te tane büyümesini etkilemektedir. HA te çeşitli maddelerin varlığı, yalnızca proses koşulların değil HA in performansını ve malzemenin kimyasal özelliklerini de önemli ölçüde etkiler. Birçok HA tozu ºC de basınçsız olarak teorik yoğunluğa kadar sinterlenebilir. Daha yüksek sıcaklıklarda yapılan işlemler tanelerin aşırı büyümesine ve/veya HA in bozunmasına dolayısıyla da mukavemetinin düşmesine neden olabilir. Sıcak pres HA, sıcak izostatik pres HA veya sıcak izostatik presleme-post sinterleme işlemleri yoğunlaşma prosesinin sıcaklığını düşürmek, tane boyutunu azaltmak ve daha yüksek yoğunluklara çıkmak için kullanılabilir. Bu da daha iyi bir mikro yapıya HA ın yüksek ısıl kararlılığına ve bunların sonucunda da hazırlanan HA lerin mekanik özelliklerinin daha iyi olmasına imkan verir Biyolojik Apatit Kalsine olmuş dokuların (diş minesi, dentin, kemik) mineral fazlarını içeren biyolojik apatitler çoğunlukla kalsiyum hidroksiapatit olarak nitelendirilirler. Aslında biyolojik apatitler saf HA den stokiyometrik bileşim, kristolografi ve diğer fiziksel ve mekanik özelliklerle ayrılırlar. Biyolojik apatit genellikle kalsiyum açısından fakir ve her zaman karbonatla yer değiştirmeye açıktırlar. Bu yüzden biyolojik apatitlere HA demek yerine karbona apatit olarak ifade etmek daha uygundur. Biyolojik apatitlerdeki karbonat ve 17

18 fosfat grupları ile yer değiştiren Tip B iyonları, sodyum için kalsiyum, PO 4 için CO 3 tür. Minenin biyolojik apatitleri, minör element konsantrasyonu ve kristalografisi ile dentin ve kemikten ayrılır. Mine apatitleri, diğer dentin ve kemik apatitlerine göre çok daha az karbonat ve Mg içerir. bunlar en büyük kristal boyuta sahiptirler. Mine apatiti, dentin ve kemiğe göre daha az çözünürdür fakat yüksek sıcaklıkta hazırlanan HA yoğun Ha ten daha çözünürdür. Mine, dentin ve kemik arasındaki bu farklılıklar, karbonat ve Mg konsantrasyonlarının değişmesinden kaynaklanmaktadır. İnsan vücudundaki biyolojik apatitler, mine, dentin ve kemik 800ºC nin üzerinde sinterlendiklerinde farklı nihai ürünler verirler. Bu da sahip oldukları bileşim ve içerdikleri kalsiyumun sonucudur. Dentin ve mineyi 800ºC de sinterleyerek HA elde edilebilir. Bunun yanı sıra az miktarda beta-trikasiyumfosfat (TCP) da elde edilir. İnsan kemiğini 800ºC nin üzerinde sinterleyerek başta HA ve küçük miktarlarda CaO elde edilir. Dentin, kemik veya mine, apatitin sinterlenmesi kristal morfolojiyi, kristaliniteyi ve bileşimi değiştir [7, 8] Yoğun Hidroksiapatitin HazırlanıĢı ve Üretim Yöntemleri Yoğun HA elde etmek için aşağıdaki adımlar izlenmelidir: 1.Apatit tozu hazırlama veya ticari apatit ve reagentları kullanmak 2.Yüksek yük altında istenilen boyut ve şekle kompaktlamak veya basmak 3.Sinterleme HA organik malzemelerden hidrotermal olarak dönüştürülebilir veya sentetik olarak üretilebilir. HA hazırlamak için organik malzeme olarak insan dişi, kemiği, minesi veya hayvanların bazı kemikleri kullanılabilir fakat çöktürme veya hidroliz metodu ile yaş sistemle hazırlanan HA çoğunlukla kalsiyum içermez. Kuru metod, kuru haldeki kalsiyum tozu ve fosfatın 1000ºC üzerindeki bir sıcaklıkta preslenerek reaksiyona girmesi sağlanarak gerçekleştirilir. Bu işlem için Ca ve P tuzları kullanılır. Bu işlemde tuzların tane boyutu dağılımının uygun olması önemlidir. Bu yöntem bildiğimiz klasik seramik malzeme üretim yöntemidir. Yalnız bu üretim yöntemi ile istenilen mekanik özellikler tam olarak sağlanamamıştır. Malzeme içerisinde genelde istenmeye fazlar bulunduğundan yapılan tüm çalışmalara karşın 18

19 porozitesi oldukça yüksektir. Bu sebeple, yeni üretim teknikleri arayışına gidilmiştir [1]. YaĢ Metod yöntemiyle biri kalsiyumlu diğeri de PO 4 lü iki çözelti hazırlanır. Her ikisinin de ph=12 seviyesine çıkması sağlanır daha sonra kalsiyumlu çözelti karıştırılır ise PO 4 lü çözelti damlalar halinde eklenir. Elde edilen çözelti santrifüj edilerek bir çökelti elde edilir. 90ºC de kurutma işlemi yapılır ve ºC de sinterleme işlemi yapılır. Sonuçta yoğun HA polikristalleri elde edilir. Yapılan ölçümlerde en uygun sinterleme sıcaklığının 1100ºC olduğu gözlemlenmiştir. Bu yöntemle üretilen malzeme diğer yöntemle üretilen malzemelere göre büyük üstünlükler içerir. Her şeyden önce, istenen düzeyde üstün mekanik özellikler elde edilmiştir. Bunun yanında da yapılan ölçümler sonucunda yeni bir ikinci fazın oluşumu gözlemlenmemiştir. Saflığı yüksek bir malzeme elde edilmiştir. Ayrıca estetik açısından uygun bir parlaklık elde dilmiştir [7]. Hidrotermal Metod, çözeltideki kalsiyum ve fosfat çökeltisinin hidrotermal işleme tabii tutulmasıdır. Bağlayıcı olarak borosilikat cam tozu karıştırılır. Ardından da bu toz karşımı az miktardaki su ile hamur hale getirilir. Bu işlemden sonra ºC arasındaki bir sıcaklıkta mekanik bir presleme işlemi yapılır. Bu yöntemle elde edilen katılaşmış camsı apatit yapısının mukavemetinin çok daha iyi olduğu görülmüştür. Bu yöntemde dikkat edilmesi gereken su miktarı ile camsı faz miktarıdır. Şayet su miktarı fazla olursa yapıdaki boşluk artar ve mekanik özelikler olumsuz etkilenir Kompaktlama ve Sinterleme Önceki bölümlerdeki herhangi bir yöntemle hazırlanan apatit tozu yoğun veya makroporoz yapılabilir. Yoğun HA hacimce %5 ten az poroziteye sahip olarak tanımlanır. Mikroporozite, sıcaklık ve sinterleme süresine bağlıdır. Yoğun HA için maksimum por boyutu 1 µm çaptan azdır. Makroporozite, toza uçucu bir bileşen karıştırılarak ve daha sonra sinterlemeden önce (yaklaşık 80ºC de) düşük bir sıcaklıkta uçucu bileşim buharlaştırılarak elde edilebilir. Makroporozite aynı zamanda, apatit üretimde kullanılan kemik veya mercan gibi doğal malzemelerin bir özelliği de olabilir. Apatit tozu 60 ile 80 MPa arası bir basınçla bir şekle basılıp kompaktlanır. Eğer gerekirse ağırlıkça %1 bağlayıcı ilavesi yapılabilir. Sıcak presleme teknikleri ısıtma ve basma işleminin birlikte olmasını sağlar. Bu da yoğunlaşmanın (densifikasyonun) daha düşük sıcaklıklarda oluşmasını sağlar. Düşük sıcaklıklar kullanılması diğer 19

20 kalsiyumfosfat fazlarının oluşumunu önler. Bu prosedürün dezavantajı gerekli ekipmanın pahalılığı ve nihai ürünün sınırlı şekil verilebilirliğidir. Diğer basma yöntemi ise sıcak izostatik preslemedir. Bu işlemde malzemeler, yüksek sıcaklıkta gaz basıncıyla basılırlar. Bu yöntem diğer bilinen yöntemlere göre daha yüksek yoğunluk ve basma mukavemeti sağlar. Preslenen parça sinterlenerek sert ve güçlü seramikler üretilebilir. Sinterleme terimi ürünün yakma sırasında birleşimini tanımlar. Sinterleme sırasında partiküller güçlü bir topak oluştururlar. Sinterleme terimi çoğunlukla büzülme ve yoğunlaşma oluşumunu açıklayabilmek için yorumların. Sinterlenmiş HA implantlarında gelişmiş çatlaklar bulunmuştur. Bu yüzden uygun bir sinterleme parametresi seçilerek HA implantlarının dayanım ve mikro yapılarının optimasyonuna ihtiyaç vardır. Ca/P oranı 1.5 ile 1.7 arası olan kalsiyumfosfatlar için 1300ºC kritik sinterleme sıcaklığıdır. HA nın sinterleme prosesi, ºC ler arasında hidrat (sulu) fazların TCP gibi susuz kalsiyumfosfat fazlarına ayrışması nedeniyle karmaşıktır. Ayrışma, kritik bir sıcaklıktan sonra gerçekleşir. Kritik sıcaklığın (1300ºC) altındaki sıcaklıklarda dehidroksilasyona rağmen HA kristal yapısı bozulmaz ve soğuma sırasında hidrate olur. Eğer kritik sıcaklık geçilirse HA yapısının bozunması ve ayrışmayla sonuçlanan tam ve geri dönüşümsüz dehidroksilasyon oluşur. Başarışlı dönüşebilir dehidroksilasyon genellikle 800ºC nin üzerinde oluşur. Kritik sıcaklıktan sonra çoğunlukla α-tcp ve β- TCP oluşur. β -TCP ın α -TCP a dönüşümü moleküler hacim artışına neden olur ve bu da mekanik özellikleri kötü yönde etkileyen en önemli olaydır [7, 8, 9, 10] Yoğun Hidroksiapatit BileĢimi Saf HA in teorik bileşimi ağırlıkça %39,68 kalsiyum, %18,45 fosfat ve 2.15 Ca/P oranına sahiptir. Molar Ca/P oranı ise dir. yoğun HA malzemelerin, Ca/P oranı sinterlenmiş malzemelerin β -TCP/HA oranına göre değişmektedir. Bu oran ise; saflık ve bileşim veya sinterlemeden önce hazırlanan apatitin kalsiyum miktarına göre değişmektedir. Eğer Ca/P oranı 1.67 ise x-ışını difraktometrisinde ve infrared spektrumunda sadece HA gözlenir. Eğer bu oran 1.67 nin altındaysa sinterleme sıcaklığına ve koşullarına bağlı olarak sinterlenmiş malzemede HA fazı ile β -TCP ve diğer fazlar bulunur. Eğer oran 1.67 den büyük ise, HA fazı ile CaO bulunacaktır ayrıca sentetik olarak üretilmiş ise üretim sırasında kullanılan bazı elementlerin de pikleri çıkabilir. ASTM-f , 1990, Annual Book of ASTM Standarts, Bölüm 13 e göre 20

21 kabul edilebilir HA bileşimi minimum %95 HA ten oluşmalıdır. Diğer elementler As:3, Cd:5, Hg:5, Pb:30 toplam ağır metaller:50 ile sınırlandırılmıştır. HA ağırlıkça % 5 β - TCP içermelidir. Sinterleme sıcaklığı ve koşullarından önce hazırlanan apatitin saflığı ve bileşimi de HA fazı içerisinde bulunacak diğer kalsiyumfosfat fazları ve kalsiyum bileşimlerinin miktar ve tipini etkiler. Aşağıdaki reaksiyonlar doğrultusunda 950 ile 1500ºC arasındaki sıcaklıklarda CaO fazlarının eklenmesi veya eklenmemesi ile beta-tcp, alfa-tcp, TTCP ve oksiapatit kalsiyum fosfatlar oluşabilir. Ca-suz AP Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 + Ca 3 (PO 4 ) 2 β -TCP α-tcp (>900ºC) (>1100ºC) Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 2Ca 3 (PO 4 ) 2 + Ca 4 (PO 4 ) 2 O Ca 3 (PO 4 ) 2 + CaO Ca 4 (PO 4 ) 2 O (>1400ºC) Hidroksiapatitin Özellikleri Apatit tozunun özelikleri, basma ve sinterleme koşulları yoğun HA in mekanik özelliklerini etkiler. Mikroporozitenin artışıyla birkaç mekanik özelliğin düştüğü görülmüştür. Yoğunluk, tane boyutu, basma, eğme, bükme ve dinamik bükme mukavemetleri ve basma ile eğmedeki elastik modülleri sinterleme sıcaklığı 1150 den 1350C ye çıktıkça artmaktadır. Sentetik HA düşük kırılma tokluğuyla açıklanan (K ıc = MNm -3/2 ) kırılganlığıyla bilinir. En yüksek kırılma tokluğu değerleri (K ıc = MPa m 1/2 ) %20-30 FeCr alaşımı içeren HA kompozitlerinden elde edilmiştir. Geriye kalan sorun metal takviyeli HA kompozitlerinin saf HA ler kadar biyouyumlu olup olmadığıdır. Fakat bunu açıklığa kavuşturacak hiçbir araştırma bulunmamaktadır. Diğer HA tabanlı kompozitlerin K ıc değerleri 2 ile 3.9 MPa m 1/2 arasında kullanılan takviyeye bağlı olarak değişmektedir ºC arasında sinterlenen HA ler için kırılma tokluğu artmıştır fakat ºC arasında sinterlenenlerde etkili bir değişim gözlemlenmemiştir. 1250ºC nin üzerideki sinterleme sıcaklıklarında 1100ºC de sinterlenen HA in ölçülen değerlerine göre çok daha düşmüştür. Aynı zamanda β - TCP ın varlığı da kırılma tokluğunda bir düşüşe neden olmaktadır. Mekanik özelliklerdeki değişikliklerin nedeni apatit tozunun hazırlanma yöntemi de olabilir. Hazırlama yöntemlerindeki farklılıklar, tane boyutundaki (küçük tane boyutu yüksek 21

22 kırılma tokluğu verir) ve bileşimdeki farklılıklardan oluşmaktadır. Yoğun HA in bir çok mekanik özelliği kortikal kemik, dentin veya mineden birkaç kat daha iyidir. Kullanılan tozun stokiyometrik orana sahip olması gerekmektedir. (Ca/P: 1.67) sıcak pres veya sıcak izostatik pres kullanmak HA in mekanik özelliklerini arttırmaktadır. Saf ve yoğun HA in kırılma tokluğu MPa m 1/2 dir. Porozite arttıkça kırılma tokluğu azalır. Yoğun HA için kırılma enerjisi J/m 2, basma mukavemeti MPa, çekme mukavemeti MPa ve eğme mukavemeti MPa dır. Büyük farklılıklar, yapının mikroporozitesi, tane boyutu ve içerdiği empüritelere bağlıdır. Poroziteler attıkça malzemenin dayanımı düşer. Aynı zamanda porozite ve tane boyutu miktarı arttıkça kırılma tokluğu azalır. Elastik modülü porozite miktarına göre 35 ile 120 GPa arasında değişir. Mikrosertliği 3 ile 7 GPa (HV) arasındadır. Aşınma ve sürtünme katsayıları insan dişiyle aynıdır Hidroksiapatitin Çözünme Özellikleri HA in in vitro çözünmesi buffered veya unbuffered çözeltilerin tipine ve konsantrasyonuna veya çözeltinin ph ına, doygunluk derecesine, katı/çözelti oranına, çözeltide kalış süresi ve HA in bileşim ve kristalinitesine bağlıdır. HA in mikro ve makro porozite derecesi hatalı yapı ve bulunan diğer fazların tip ve miktarı da önemli etkiye sahiptir. Çözünmenin artışı su sırayla azalır: TTCP>α-TCP> β -TCP>HA. HA in çözünmesi tek taralı değildir. Çözünme hem yüzeyde hem kristal çekirdekte gerçekleşir. Biyolojik apatitlerin çözünmesi ise sadece kristal çekirdekte gerçekleşir [7, 9, 10] Hidroksiapatitin Osteokondüktif Özellikler Yoğun HA, diğer kalsiyum fosfat biyomalzemeler gibi osteoindüktif değil osteokondüktiftir. Osteokondüktif bir malzeme yapı iskelesi veya bir kalıp (template) gibi davranıp yüzeyinde kemik oluşumuna izin verir Kemik-Hidroksiapatit Ara Yüzeyi Ara yüzeydeki bağlama tipi malzemenin doğasına(karakterine) bağlıdır. Kemik ile implant arasındaki bağlanma kuvveti diğer malzemelerle karşılaştırıldığında biyoaktif malzemeler için çok daha büyüktür. Biyoaktif malzeme kullanıldığında malzemede veya kemikte kırılma meydana gelebilir fakat ara yüzeyden olmaz. İnert malzemeler kullanıldığında ara yüzeyde ayrılma oluşur. Bu biyoaktif malzeme kullanıldığında oluşan bağlanma ostegenesis in sonucudur. Ara yüzey bağlanma bölgesi olarak 22

23 adlandırılmaktadır. Plazma spreyle HA kaplanan implantların kaplanmayanlara göre daha yüksek ara yüzey bağlanma kuvveti gösterdikleri görülmüştür [1] Biyoaktif Camlar 1960 lı yılların sonunda ve 1970 li yılların başında implant malzemelerin daha iyi biyouyumluluk için araştırmaları yeni bir konsept ile sonuçlanmıştır. Doğal kemik dokusuyla uyumlu olabilen biyoseramik malzemeler. Doğal olarak oluşan bir seramik minerali olan HA inde kemiğin mineral bileşimi oluşu, sentetik HA vücutla tamamen uyumlu olabilecek bir kemik dolgu malzemesi olmasını sağlamıştır. Aynı zamanda Hench implant malzemesi olarak kalsiyum ve fosfat oranları doğal kemikle aynı olan bir silikat içerikli malzeme geliştirmiştir. Bu cam malzemelerin kemik dokusuna implantasyonu sonrası, implant tarafında ayrılması önlenmiş ve kemiğe bağlanmayı etkilemiş olduğu bulunmuştur. Hench, implant ve komşu doku arasında gelişen bu ara yüzey bağını tanımlamak için biyoaktif cam terimini kullanmıştır. Biyoaktif terimi, daha sonraları seramikler olarak bilinen biyomalzeme bilimi alanının eksiklerini tamamlamak için sentetik HA malzemeleri için kullanılmıştır. Bu erken araştırmanın sonucu olarak, Tablo 2.3. de gösterildiği gibi implant malzemeler dört genel kategoride tanımlanmıştır ve bağlanma mekanizmaları açıklanmıştır. Tablo 2.3.: Biyoseramik implant türleri ve doku bağlanma mekanizması [11] Ġmplant tipi Bağlanma mekanizması Hemen hemen inert Mekanik bağlanma (Al 2 O 3, ZnO 3 ) Poroz Dokuların büyümesi (poroz HA ) Biyoaktif Dokularla ara yüzey bağlantısı (biyoaktif cam, yoğun HA ) Emilebilir Dokularla yer değiştirme (TCP) 1969 da Hench ve arkadaşları dokular ile malzeme arasında bağ oluşumunu sağlayan bir biyoaktif malzemenin yüzeyinde özel bir biyolojik tepki oluşturacağını göstermiştir. Bu kavram, geniş bir bağlanma hızı aralığı ve ara yüzey bağlanma tabakası 23

24 kalınlığı içeren birçok sayıda biyoaktif malzemeyi de içerecek şekilde genişlemiştir (Şekil 2.1). ġekil 2.1.: Değişik biyoseramik implantlar için biyoaktivite spektrumu. (A): biyoaktivitenin relatif hızı. (B): bir implant ara yüzeyinde kemik bağlanma oluşumunun zaman bağımlılığı [12]. Biyoaktif cam yaşayan dokuya sıkıca bağlanma kabiliyeti ile karakterize edilir ( örneğin, doku büyümesine yardımcı ve kemik ile kimyasal olarak bağlanması). Biyoaktif cam, cam üzerinde oluşan bir Si-jel tabakasına bağlıdır. Silisyumca zengin tabaka daha sonra kemiğe bağlanan kalsiyum fosfat çökeltisi için bir taban olarak davranır. Yani, biyoaktif camın boşlukları doldurmak ve hasar görmüş kemiksi dokunun yerini almak için tek malzeme olduğunu söyleyebiliriz. Biyoaktif camlar, hasarlanmış dokuların onarımı ve yapımında birkaç uygulamaya sahiptir. Biyoaktif camlar, diğer biyoaktif seramikler ve cam seramiklerden kimyasal özelliklerin kontrolü ve dokulara bağlanma (özellikle sert dokulara-kemik-) hızı ile ayrılırlar. En reaktif cam bileşimleri, yumuşak dokularla stabil ve bağlanmış bir ara yüzey geliştirirler. Belirli bir klinik uygulama için spesifik özelliklere sahip camlar dizayn edilebilir Biyoaktif Camların Özellikleri Biyoaktif camların en önemli avantajı hızlı doku bağlanmasını sağlayan hızlı yüzey reaksiyonlarıdır. En baş dezavantajı ise, amorf iki yönlü cam ağına bağlı olarak 24

25 mekanik zayıflığı ve düşük kırılma tokluğudur. Ağır yük uygulamalarına uygun olmamasını sağlayan çekme dayanımı ise, cam bileşimine göre MPa arasında değişir. Bazı uygulamalar için, GPa arası olan camın düşük elastik modülü ile düşük dayanımı dengelenmiştir. Bu değerin önemi kortikal kemiğinkine yakın oluşudur aynı zamanda düşük dayanım, biyoaktif camın kaplama olarak kullanımı sınırlayan bir etken değildir. Biyoaktif cam, gömme implant, düşük yüklü veya basma yüklemesi yapılan parçalarda toz şeklinde veya kompozitlerde biyoaktif faz olarak kullanıldığından düşük dayanımın etkisi olmaz. Silika içerikli biyocamlar aşağıdaki gibi özelliklere sahip olmalıdır; 1. Osteokondüktif olmak; sentetik malzemelere göre daha hızlı kemik oluşumu sağlamak 2. Biyouyumlu olmak; dokuyla uyumlu olmak -yumuşak dokuyla bağlanabilen dünyadaki ilk malzeme- 3. Zehirleyici olmamak; kullanımının güvenli olması 4. Kolay kullanımlı ve işlenebilir olmak. 5. Bakteriostatik; arayüzeydeki bakterilerin tekrar üremesini sağlamak 6. Osteoindüktif olmamak; böyle malzemeler kemik üreten hücrelerle üretmeyen hücreleri değiştirir. 7. Poroz olmamak [12] Biyoaktif Camların BileĢimi Kemiğe bağlanma ilk olarak özel oranlarda SiO 2, Na 2 O, CaO ve P 2 O 5 içeren bir biyoaktif cam ile denenmiştir. Biyoaktif camları bilinen ticari camlardan ayıran en önemli üç bileşimsel farklılık; düşük SiO 2 % si, yüksek Na 2 O ve CaO ve yüksek CaO/P 2 O 5 oranıdır. Bu özellikler, sıvı bir ortama batırılan malzemenin yüzeyini yüksek miktarda reaktif yapmaktadır. Bir çok biyoaktif camda temel bileşenler; SiO 2, Na 2 O, CaO ve P 2 O 5 tir. İlk ve en iyi çalışılan biyocam bileşimi 45S5 tir ve ağırlıkça % 45 SiO 2, %24,5 Na 2 O, %24,5 CaO ve %6 P 2 O 5 içerir. Tüm sınıflandırılan bileşimler kodlarla gösterilmektedir ve kodlar bileşimin tipiyle ilişkilidir [7]. 25

26 ġekil 2.2. SiO 2 -Na 2 O-CaO-P 2 O 5 camları için kemik bağlanmasının ve yumuşak doku bağlanmasının bileşimsel etkilerinin denge diyagramında gösterimi (ağırlıkça % si) şekil 2.2 de gösterilmektedir [13] Biyoaktif Camın Kemik Bağlanma Sınırı Birçok biyoaktif silikat camı 45S5 adı verilen formüle dayanmaktadır. Yani ağırlıkça % 45 SiO 2 (S=ağ oluşturucu) ve 5:1 Ca/P oranıdır. Bundan daha düşük Ca/P oranları kemiğe bağlanamaz. Şeklin ortasındaki (A bölgesi) bileşimler kemikle bir bağ oluştururlar bu yüzden A bölgesine biyoaktif kemik bağlanma sınırı denir. B bölgesindeki silikat camları (pencere veya şişe camı veya mikroskop lamı gibi) inert malzemeler gibi yani Tip I deki gibi davranırlar ve implant-doku ara yüzeyinde ince lifli kapsüller oluşmasına neden olurlar. C bölgesindeki camlar emilebilirler ve 10 ile 30 günlük implantasyonla kaybolurlar. D bölgesindeki camlar teknik olarak pratik değildirler ve implant olarak test edilmemişlerdir (Şekil 2.2). Biyoaktif camlardaki fosfatın rolü ilginçtir. P 2 O 5, camın biyoaktif olması için gereklidir. Bununla beraber fosfat içermeyen camlar (fosfat sınırı değişmeyen seramik camlar gibi) apatit fazda erimeyen biyoaktiflerdir. Camdaki fosfatın görevi, sadece yüzeydeki kalsiyum fosfat fazının çekirdeklenmesine yardım ederken belirir ama kritik bir bileşen değildir çünkü yüzey çözeltiden gelen fosfat iyonlarını emer. Silikat içeriği, camın tam olarak erimesini ve homojenleşmesini sağlar. Cam üretimi sırasında eriyiğin kirlenmemesi için, sadece platin veya platin alaşımlı potalar veya eriyik cam, kullanılmalıdır. Numuneler, dökümle veya püskürme dökümle 26

27 oluşturulabilirler. Yumuşatma tavlaması biyoaktif cam bileşimlerinin termal genleşme katsayılarının yüksek olmasından dolayı ºC de kritiktir. Cam üretimi için, bilinen cam üretim yöntemleri kullanılabilir. Camın kirlenmesi mutlaka önlenmelidir. Bu yüzden malzemenin kimyasal reaksiyonun korunması istenir. Hammaddeler saf olmalıdır. Camın özelikleri, hammaddelerin seçimine bağlı olarak etkilenebilir çünkü kimyasal olarak hazırlanmış silikatları topaklanma olmaksızın kullanmak zordur. Silikat, yüksek saflıktaki cam şeklinde ilave edilebilir. Karıştırma, eritme (genellikle ºC de), homojenleştirme ve camı şekillendirme yabancı maddelerin karışmasını engelleyerek ve uçucu bileşenleri kaybetmeksizin yapılmalıdır [7]. Biyoaktif camlar yumuşak camlardır ve nihai şekli kolaylıkla işlenerek verilebilir. Standart takım tezgahları veya dental parçalar kullanılabilir. Eğer kumlanmış veya toz halinde malzeme gerekiyorsa eriyik, suda veya öğütmeden ve istenilen boyutta parçaları elemeden önce havada kolaylıkla soğutulabilir Biyoaktif Camın Doku Bağlanması Ara yüzeyin malzeme tarafında meydana gelen tepkimelerinin 5 aşaması dokuların varlığına bağlı değildir. Bunlar, distile suda, tris-buffer çözeltilerde veya yapay vücut sıvılarında meydana gelirler. Dokuların bağlanması bir seri tepkime gerektirir. Bunlar pek tanımlanamamış ve tepkime hızlarını kontrol eden etkenler tam olarak bilinmemektedir. Dokularla bağlanmanın oluşmasıyla gerçekleşen olaylar şöyledir: Aşama 6: SiO 2 -HCA tabakasındaki biyolojik partiküllerin yapışması Aşama 7: Makro fazların hareketi Aşama 8: Gövde hücrelerinin bağlanması Aşama 9: Gövde hücrelerinin değişimi Aşama 10: Matriks oluşumu Aşama 11: Matriksin mineralizasyonu HCA (hidroksikarbonaapatit) topaklanmasının biyoaktif cam yüzeyde hızlı büyümesi, hücrelerin, enzimlerin veya biyolojik büyüme etkileri olmaksızın laboratuar ortamındaki (in vitro) kollajen lifleri içine alır. Kristal, kollajen liflerin etrafında oluşur 27

28 ve ultra yapısal seviyede bunlarla bağ oluşturduğu görülür. Aynı bağlanmanın jel tabakası oluşumunu kapsayan kollajenli yöntemi yumuşak dokularda incelenmiştir. Ayrıca aşama 7 hakkında da küçük bir bilgi vardır. Aşama 8-10 hakkındaki incelemeler hücre kültürü yöntemlerinde kullanılacaklardır. Aşama 11, kemiğin mineralizasyonu, daha reaktif olan biyaktif camların ara yüzeylerinde belirir. Doku bağlanması için en önemli kriter, doku-implant ara yüzeyinin mekanik direncidir. Biyoaktif implantların yapışma ara yüzeylerini tanımlamak için birkaç test yöntemi uygulanabilmektedir. Biyoaktif camların kemiğe bağlanma çalışmaları ilk olarak 45S5 bileşiminde çeşitli mekanik test yöntemleri kullanıldığında oldukça yüksek ara yüzey gerilimi görülmüştür. Çalışmaların çoğu, kemiğin eksik parçasının tamamlanması veya femoral kafa protezleri gibi protezler için gereklidir [7] Biyoaktif Camın Bağlanma Hızı İmplant ve kemik arasındaki ara yüzeysel bağlanmanın gelişim hızı biyoaktivite seviyesi olarak tanımlanabilir. Hench, biyoaktivite seviyesinin ölçümü ile biyoaktivite indeksini oluşturmuştur. t05bb nin yüzeyin kemiğe bağlanması için gereken zamanın % 50 si olduğu indeks I B =(100/t05bb) tarafından verilir. Bir cam biyoaktivite sınırına ne kadar yakın olursa bağlanma oranı da o kadar yavaş olur [7]. Ağrlıkça %6 P 2 O 5 içeriği sıfıra yaklaştıkça silikat içeriği %60 a yaklaşır. Ortalama I B değerleriyle biyoaktif implantlar, yumuşak dokuyla sabit bir bağlanma geliştiremezler. Bölüm teki Şekil2.2 degösterilen kesikli çizgi doku bağlanması için yeterince yüksek I B değerlerini içeren bölgeyi işaret eder. Bağlanma bölgesinin kalınlığı kabaca I B değeriyle orantılıdır ve biyoaktif bağlanmanın kesme gerilmesi bölgenin kalınlığıyla ters orantılıdır. Bu yüzden, yüksek I B değerleri, kalın bağlanma bölgeleri ve düşük kesme mukavemeti verir. Hızlı bağlanma veya yüksek kesme mukavemetine bağlı olarak farklı bileşimler tercih edilebilir Biyo-Kompozitler HA in biyomalzeme olarak kullanım proseslerinde son derece mükemmel biyo uyumluluk gösterdiği tespit edilmiştir. Tek başına klinik işlemlerde biyo aktif bir seramik olarak toz, poroz yapı veya yoğun bir paça olarak kullanılmaktadır. Fakat en 28

29 başarılı kullanımının kalça protezleri üzerinde kaplama olarak kullanıldığı zaman elde edildiği gözlemlenmiştir. Medikal uygulamalar için kullanılan diğer bir etkili kalsiyum fosfat ailesi üyesi de trikalsiyumfosfattır(tcp). Kimyasal bileşimi Ca 3 (PO 4 ) 2 dir.tcp seramik blokları granül veya kalsiyum fosfat çimentosu şeklinde kemik onarımı için kullanılmaktadır. HA de TCP da zayıf biyoseramiklerdir. Bu yüzden insan vücudunda yük taşıyan bölgelerde implant malzeme olarak tek başlarına kullanılamazlar. Kompozit bir malzeme, ara yüzeylerle birbirlerinden ayrılan 2 veya daha fazla farklı kimyasal fazlardan (metalik, seramik veya polimerik) oluşurlar. Bir kompozit, her bir birleştirilen malzemenin en iyi özelliklerini alarak bir kombinasyon oluşturmak için dizayn edilir. Mühendislik kompozit malzemelerinin sınıflandırılması (metaller, seramikler ve polimerler) matriks malzemeye veya takviye yönü/şekline göre yapılır (partikül, whisker/kısa fiber veya sürekli fiber). Birçok mühendislik kompozit malzemesi dayanım, tokluk, kırılma direnci...gb tek bir mekanik özellik sağlamak için geliştirilir. Biyomedikal kompozitler için mükemmel mekanik performans ve çoğunlukla bunun geliştirilmesi istenmektedir. Malzemenin biyo uyumluluğu da son derece önemlidir. Biyolojik uyumluluk, mekanik uyumluluktan çok daha önemlidir. Kompozitlerin iki veya daha fazla malzemenin birleşimi olması, ters doku reaksiyonlarının oluşumu ihtimalini arttırır. fakat biyoaktif sert kompozitler, invivo da biyoaktif bir tepki sağlarken yoğun biyoseramiklerin kırılganlık problemlerinin de üstesinden gelecek avantajlara sahiptirler. Biyomedikal kompozitlerin sınıflandırılması matriks malzemelerine veya kompozitin biyo aktivitesine bağlı olarak yapılabilir. (Tabii ki en azından malzemelerden birinin kompoziti biyoaktif yapabilmek için biyoaktif olması gereklidir. Bazı durumlarda da bileşenlerin ikisi veya tamamı biyoaktif de olabilir). Matriks malzemesini sınıflandırma tabanı olarak alırsak üç tip biyomedikal kopozit mevcuttur; i) Polimer matriksli kompozitler ii) Metal matriksli kompozitler (HA/Ti, HA/Ti6Al4V...gb) iii) Seramik matriksli kompozitler (Paslanmaz çelik/ha, Cam/HA...) 29

30 Sınıflandırmayı kompozitlerin biyoaktivitelerini sınıflandırma tabanı olarak alırsak da üç tip biyomedikal kompozit mevcuttur; i) Biyoinert kompozitler ii) Biyoaktif kompozitler iii) Biyoresorable kopozitler Biyomedikal kompozitler için genel olarak iki tip takviye kullanılır: fiber ve partikül. Birkaç istisna hariç biyomedikal kompozit içerisinde kullanılan fiber veya partiküler takviyeler, matriksten daha sert ve kuvvetli olurlar ve böylece kompoziti desteklemiş (takviye etmiş) olurlar. Çünkü takviye ve matriks, değişik kompozit sistemlerinde birbirlerini değişik biçimlerde etkilerler. Biyomedikal kompozitlerin özelliklerinin çoğunlukla etkilendiği birkaç faktörü şöyle sıralayabiliriz: Takviyenin şekli, boyutu ve boyut dağılımı, takviye özellikleri ve hacim veya ağırlıkça yüzdesi, takviyenin veya matriksin biyoaktivitesi, matriks özellikleri ( moleküler ağırlığı, tane boyutu...gb) ve takviyenin matriks içinde homojen dağılıp dağılmadığı [14]. İmplant olarak kullanılan bir kompozit içerisinde biyoaktif cam fazının bulunması kemik dokusunun iyileşmesini ve bağlanma prosesini hızlandırdığı kabul edilmektedir. Ayrıca biyocam takviyeli hidroksiapatit kompozitlerinin ticari hidroksiapatitlere göre daha büyük biyolojik aktiviteler gösterdikleri keşfedilmiştir [9]. 30 yıl önce Hench tarafından geliştirilen biyoaktif camlar oldukça iyi biyolojik uyumluluk ve biyoaktivite göstermektedir. HA ile biyoaktif camların kombinasyonu biyolojik bozunma olmaksızın mekanik özelliklerin gelişmesini sağlamaktadır. HA-biyoaktif cam kompozitler HA ve biyoaktif cam tozlarının uygun oranlarda karıştırılıp sinterlenmesi ile elde edilebilir. Eğer sinterleme sıcaklığı 1000 o C nin altındaysa HA biyoaktif cam ile reaksiyona girmez ve reaksiyon tamamlanmaz. HA ve biyoaktif camlar arasındaki reaksiyon camın bileşimiyle de alakalıdır. Diğer bir yaklaşım da, yoğunlaşmayı ve/veya mekanik özellikleri geliştirmek amacıyla az miktarda biyoaktif camın HA e ilave edilmesidir. Bu malzemelerin kırılma tokluğu MPa.m 1/2 aralığındadır. Mukavemet artışı da gözlemlenmiştir. Bütün bunlara rağmen, biyoaktif cam ilavesi HAP yapısını bozmakta ve yüksek miktarda TCP oluşumuna sebep olmaktadır. 30

31 Yüksek biyolojik aktivitesi, yüksek biyolojik uyumluluğu, yüksek mekanik özellikleri (ama hala yeterli değil) göstermesine rağmen, HA-biyoaktif cam kompozitleri halen kemik yerine kullanılmak için geniş uygulama alanı bulamamıştır. Halen küçük, yüke maruz kalmayan implantlarda (orta kulak cerrahisinde, deri içine yapılan devrelerde ve belkemiği cerrahisinde) veya kaplama olarak kullanılmaktadır [3] Sinterleme Prosesi Seramik malzeme üretiminde kullanılan şekillendirme yöntemlerinde genellikle farklı boyutlardaki tozların olabilecek en iyi şekilde paketlenmesi istenmektedir. Tanelerin paketlenme davranışları genellikle küresel şekiller için çalışılmış ve belirli teoriler geliştirilmiştir [16]. Sinterleme genel olarak parçada partiküller arasında bağ oluşturarak mukavemetin ve yoğunluğun artmasını porozitenin azalmasını sağlayan bir ısıl işlem olarak tanımlanabilir[17]. Sinterleme sıvı faz oluşumunun olmadığı katı hal sinterlemesi ve bir sıvı fazın oluştuğu sıvı faz sinterlemesi olarak sınıflandırılabilir. Seramik tozları şekillendirme esnasında bir miktar sıkışarak malzemedeki porozite miktarı bir miktar azalır. Kuruma ile de tozlar tamamen birbiriyle temas haline gelir. Ancak malzeme henüz kompakt hale gelmemiştir. Tozlar arasında boşluklar mevcuttur. Seramik malzemenin cinsine, tane boyutuna ve şekillendirme prosesine bağlı olarak %25-60 mertebesinde porozite içerir. Mukavemet, saydamlık ısı iletkenliği gibi özellikler için yapıda mevcut porozitenin elimine edilmesi gerekir. Pişme esnasında difüzyon hızlandığından birbiriyle temas halinde olan tozlar arasında özellikle yüzeyde yer alan karşılıklı atom difüzyonu sonucu tozlar birbirine aralarında boyun oluşturarak kenetlenir. Böylece porozite miktarı azalır ve yoğunlaşma sağlanır. Bu esnada porların şekilleri de küreleşir. İdeal bir sinterleşme sonunda porozite sonunda tamamen ortadan kalkar ve malzeme kompakt bir kitle haline gelir. Yeni bir faz oluşturan sinterleme, çökelme, oksidasyon ve reaksiyonlar gibi yüksek sıcaklık seramik işlemlerinin kinetiği malzemenin difüzlenme oranıyla belirlenir. Çoğu durumda tane sınırı difüzyonu hacim difüzyonundan daha hızlıdır. Sinterleme mekanizması, tamemen malzemenin taşınımına dayanır ve başlıca atomların yayınması ile viskoz akışı kapsar. Malzemenin taşınımını kolaylaştırmak için işlem 31

32 ancak yüksek sıcaklıkta gerçekleştirilebilir. Sinterleşmeyi sağlayan itici güç serbest yüzey enerjisindeki azalmadır. Sinterleme ile densifikasyonun sağlanma yöntemleri Tablo 2.4. te özetlenmiştir. Tablo 2.4. Sinterleme mekanizmaları[18] Sinterle me tipi TaĢınım mekanizması Ġtici enerji Buhar fazı Buharlaşma/ süblimasyon Buhar basıncındaki fark Katı hal Yayınma Serbest enerjideki fark Sıvı faz Viskoz akış,yayınma Yüzey gerilmesi,kapiler basınç Reaktif Vizkoz akış, Yüzey sıvı yayınma gerilmesi,kapiler basınç Katı-Hal Sinterlemesi Katı-halde sinterleme yayınma ile malzeme taşınımını içerir. Bu proses için gerekli itici güç boyun bölgesi ile tozun yüzeyi arasında meydana gelen serbest enerji veya kimyasal potansiyel farkıdır. Atomların yayınması ile atom boşluklarının yayınması zıt yöndedir. Boyun bölgesi atom boşlukları için kaynak ve tozların yüzeyleri de göç bölgesidir. Sinterlemeyi kontrol eden faktörler: Sıcaklık (sıcaklık arttıkça, sinterleme hızlanır), toz boyutu (ince tozlar sinterleme süresini kısaltır veya daha düşük sıcaklıkta sinterleme imkanı sunar), tozların sıkıştırılmasındaki homojenlik ve toz boyutu dağılımı olarak (Tek-boyutlu tozlar, sıkı biçimde istif edilmediğinden tercih edilmez) sıralanabilir. 32

33 Buhar-Fazı Sinterlemesi Buhar fazı sinterlenmesi, sadece birkaç sistemde önem taşır. Bu prosesi iten güç yüzey eğriliği nedeniyle buhar basıncında meydana gelen farktır. Tozların yüzeyi pozitif eğrilik yarıçapına sahip olup, buhar basıncı yüksektir. Diğer taraftan iki tozun birbirine temas ettiği boyun bölgesinde eğrilik çapı negatif olup buhar basıncı düşüktür. Bu proseste porların morfolojisi değişebilir. Fakat densifikasyon gerçekleşmez Sıvı-Faz Sinterlemesi Bu proseste sinterleme sıcaklığında fazlardan biri vizkoz haldedir. Bu durum özellikle ergime noktaları birbirinden çok farklı malzemelerin sinterlenmesinde görülür. Sıvı faz, katı haldeki tozları ıslatır ve tozlar arasındaki ince kanallarda 1000 psi (0.7 kg/mm 2 ) ye varan yüksek kapiler basınç meydana gelir. İnce tozlarda kapiler basınç miktarı daha fazla olup sinterleme kolaylaşır. Sıvı faz sinterlemesi silikat sistemlerinde geniş ölçüde kullanılır. Sistemlerde yer alan sıvı fazın miktarı ilgili faz diagramından tahmin edilir. Sıvı-faz sinterlenmesinde preslenen toz karışımı sıvı fazın oluştuğu sıcaklıkta sinterlenir. Sıvı fazın oluşması ile ani bir büzülme meydana gelir. Bu esnada katı partiküller sıvı faz içerisinde yeni bir düzene girer. Sıvı-faz sinterlenmesinde sıvı fazın miktarı en azda tutulur ve miktarı hiçbir zaman %20 yi geçmez. Sıvı fazın ıslatma açısı sinterlemeye etki eden önemli bir parametre olup bu proseste ıslatma açısının mümkün olduğu kadar küçük olması gerekir. Sıvı-faz sinterlemesinde seramik tozlarının düşük sıcaklıkta ve kısa sürede sinterlenmesi mümkündür. Buna mukabil, sıvı faz sinterlenmesi ile üretilmiş malzemeler yüksek sıcaklıklarda kullanılmaya elverişli değildir dolayısıyla refrakter özellikler aranmayan örneğin elektronik seramiklerin üretimi için uygun bir yöntemdir [16]. 33

34 3. BĠYOMALZEMELERĠN BĠYOAKTĠVĠTE KARAKTERĠZASYONU Bir biyomalzemenin beklenen sonuç şekil ve özelliklerinin implant malzeme olarak sunulacak fonksiyonlarına bağlıdır. Bir çok implantasyon uygulaması için biyomalzemeden istenen özellikler, mekanik özellikleri ve yüzey kimyasal davranışlarıdır. İstenen sonuç özelliklerin elde edildiğinden emin olabilmek için biyomalzemelerin karakterizasyonu esastır. Karakterizasyon, malzemenin bileşim ve yapısının özellikleri hakkında bilgi verir. Karakterizasyon yapılmasının amacı, geliştirilebilecek özelliklerin belirlenmesidir. Karakterizasyonun beş ana sınıfı veya özelliği vardır; kimyasal bileşim, partiküllerin boyut, şekil ve yüzeyi, faz yapısı, mikroyapı ve yüzey. Standart in vitro biyoaktivite karakterizasyonu, in vivo biyoaktivitesinin göstergesi olarak bilinen, biyomalzemelerin yapay vücut sıvısı içerisinde kemik oluşturma kabiliyetinin zamana bağlı olarak değişimini ortaya çıkarmak ve anlamak için yapılmaktadır. İn vitro; vücut ortamının, kan plazmasındaki iyon konsantrasyonları kullanılarak, ortam sıcaklığı 37,5 ºC ve ph ı 7,4 olacak şekilde simule edilerek oluşturulan solüsyon içerisinde yapılan deneylerdir. Biyoaktivite testleri, numuneler yapay vücut sıvısı içerisine çeşitli zamanlarda bekletilerek yapılmaktadır. Tablo 3.1 de kan plazmasının ve yapay vücut sıvısının iyon konsantrasyonları verilmiştir [7]. 34

35 Tablo 3.1. Yapay vücut sıvısı ve kan plazmasının iyon konsantrasyonları (mm) [7] Ġyon Yapay vücut sıvısı Kan plazması Na + 142,0 142,0 K + 5,0 5,0 Mg +2 1,5 1,5 Ca +2 2,5 2,5 Cl - 147,8 103,0 HCO - 3 4,2 27,0 HPO 4-2 1,0 1,0 SO 4-2 0,5 0,5 Biyoaktivite karakterizasyonunda in vitro deney süresince yüzeyde meydana gelen reaksiyon ve tabakaları karakterize etmek için ince film x-ışını difraksiyon (TF-XRD) yöntemi, taramalı elektron mikroskobu (SEM), fourier transform infrared spektroskopisi (FTIR) cihazlarından faydalanılmaktadır. Biyomalzemelerin kemiğe bağlanma özelliğinin temeli malzemenin vücut sıvıları içindeki kimyasal reaksiyonlarıdır. Yüzey kimyasal reaksiyonları kemiğin bağlanabildiği hidroksikarbonaapatit (HCA) tabakasının oluşumu sonucu oluşur. Bağlanma, ardı ardına gelen reaksiyonlar sonucu meydana gelir. Biyoaktif özellikler gösteren malzemeler yapay vücut sıvısı içerisine batırıldığında liç, çözünme ve çökelme olan üç genel proses oluşur. Liç, alkali yada alkaline dünyası elementlerinin serbest kalmasıyla, genellikle H + yada H 3 O + iyonlarının katyon değişimi ile, karakterize edilir. Bu iyon değişim prosesi ph ın 7.4 den büyük değerlere çıkmasına neden olur. Ağ yapısının çözünmesi hidroksil iyonlarının hareketi içinden Si-O-Si-O-Si- bağlarının kırılması ile aynı zamanda oluşur. Kırılma bölgesel olur ve silikanın solusyoniçinde silisik asit [Si(OH) 4 ] olarak serbest kalmasına neden olur. 35

36 Çökelme reaksiyonunda, kalsiyum ve fosfat iyonları camdan ve yüzeyde solusyon formundaki CaP (kalsiyum-fosfat) zengin tabakasında birlikte kurtulurlar. İn-vitro içerisinde CaP tabakası genellikle silika jelin üstünde yer alır. Daha sonra solusyondan α-cap fazından karbonat iyonlarının birleşmesi ile HCA yapısında kristalize olur. HCA nın çekirdeklenme ve büyüme mekanizması hidrate olmuş silikanın hazır bulunmasıyla hızlanır.böylece malzeme arayüzeyinde oluşan reaksiyonların beş aşamadan ibaret olduğu bulunmuştur. Bunlar; Aşama 1: lliç ve sianol (SiOH) iyonlarının oluşması Aşama 2: Çözünebilir silika kaybı ve sianollerin oluşumu Aşama 3: Sianol iyonlarının hidrate siika jel şeklinde büyümesi Aşama 4: Amorf kalsiyum fosfat tabakasının oluşumu Aşama 5: Hidroksikarbonaapatit tabakasının oluşumu Bu reaksiyonlar implant doku ara yüzeyinde implant üzerinde ortamda dokuların bulunmasıyla bir farklılık göstermeksizin yapay vücut sıvısı içerisinde gerçekleşir. Dokulara bağlanma ise bölüm te belirtildiği gibi 6 aşamadan oluşur. Fakat bu reaksiyonlar çok az tanımlanabilmiş ve reaksiyon oranlarının kontrol eden faktörler henüz tam olarak açıklanamamıştır. Deneysel çalışmalarımızda yüzey reaksiyonlarının oluşum mekanizması in-vitro şartlarda belirlenmiştir. 36

37 4. DENEYSEL ÇALIġMALAR 4.1. Sinterleme ÇalıĢmaları Hidroksiapatit Tozlarının Hazırlanması Deneysel çalışmalarda başlangıç malzemesi olarak kullanılan hidroksiapatit insan dişlerinin 850 C de 3 saat kalsinasyonu ile elde edilmiştir. Bu sıcaklıkta kalsine edilen dişlerin kök ve mine kısımlarının birbirinden kolayca ayrıldığı gözlemlenmiştir. Dişin %60 ı kök, %40 ı ise mineden oluşmaktadır. Deneysel çalışmalarda kullanılan hidroksiapatit dişin kök kısımlarından elde edilmiştir. Daha sonra bu kısımlar zirkon bilyelerle içine aseton koyularak bir buçuk saat gezegen tipi değirmende (Şekil 4.1) ıslak öğütülmüştür. Öğütme sonrası tozlar 40 C de kurutulup, asetonun tamamen gitmesi sağlanmıştır. HA tozları zirkon bilyelerden ayrıldıktan sonra elek analizi yapılmıştır. Elek analizi sonuçları Tablo 4.1. den görülebilir. HA tozlarının %40 ı istenen 100 ile 150 µm arasındaki tane boyutuna sahiptir. İstenen tane boyutuna sahip HA tozları, biyocam ile kompozit oluşturmak üzere ayrılmıştır. ġekil 4.1. Gezegen Tipi Öğütücü 37

38 Tablo 4.1. Hidroksiapatit tozlarının elek analizi sonuçları +300 µm µm µm µm µm µm -60µm % 0 % 0,563 % 0,529 % 23,94 % 38,717 % 34,52 % Biyocam Tozlarının Hazırlanması 45S5 olarak bilinen biyocam bileşimi ağırlıkça % 45 SiO 2, %6 P 2 O 5, %24,5 Na 2 O ve %24,5 CaO den hazırlanmıştır. Bu bileşim platin bir potada 1300 C ye kadar ısıtılıp 4 saat bu sıcaklıkta bekletilmiştir. Süre sonunda fırından çıkarılıp granüler şekilde elde edilmek üzere su içine dökülmüştür. Daha sonra gezegen tipi öğütücüde öğütülerek, elek analizine sokulmuştur. Tablo 4.2. de gösterilen elek ananlizi sonuçlarına göre üretilen biyocam tozların yaklaşık %4 ü olan 100 ile 130 µm arasındaki tozlar, hidroksiapatit tozlarıyla karıştırılmıştır. Tablo 4.2: Biyocam tozlarının elek analizi sonuçları +300µm µm µm µm µm µm -60µm % 48,5 % 9 % 9,49 % 18,26 % 4 % 7,5 % 3, Hidroksiapatit-Biyocam Kompozitlerinin Hazırlanması İstenilen oranlarda kompozit karışımlar elde etmek amacıyla HA içerisine ağırlıkça % 2.5, 5 ve 10 biyocam takviye edilmiş ve homojen bir karışım elde etmek amacıyla (Şekil 4.2) 1 saat karıştırılmıştır. ġekil 4.2. HA-biyocam tozlarının karıştırıldığı düzenek 38

39 Elde edilen karışım İngiliz Standartlarına (BS) uygun olarak hazırlanan kalıplarda (11mm çap ve 11 mm uzunluğa sahip olacak şekilde) kompaktlama işlemine sokulmuştur. Kompaktlanan numuneler 1200, 1300 ve 1300 ºC de LANTON marka SiC dirençli fırında sinterlenmiştir. Şekil 4.3 te 1200 ve 1300 ºC de sinterlenen numuneler gösterilmektedir. Sinterleme fırınının resmi ise Şekil 4.4 de görülmektedir. Sinterlemelerin ilk 400 C leri 100 C/dakika hızla geri kalanı 4 C/dakika hızla yapılmıştır. ġekil 4.3. Sinterlenmiş HA-BC kompozit numuneleri ġekil 4.4. LANTON marka SiC sinterleme fırını 4.2. Karakterizasyon Mikroyapı Karakterizasyonu Mikroyapı karakterizasyonu için EDS bağlantılı JOEL 35 MT 330 SEM taramalı elektron mikroskobu ve REGAKU RINT marka x-ışını difraktometresi kullanılmıştır C de sinterlenmiş ağırlıkça %10 biyocam içeren hidroksiapatit kompozitin tipik mikroyapısı Şekil 4.5 den görülebilir. Mikroyapı HA esaslı matriksin bir miktar porozite ve camsı faz içerdiğini göstermektedir (1. bölge (beyaz) camsı fazı, 2. bölge (siyah) ise poroziteyi göstermektedir). Aynı numunenin x-ışını difraksiyon yöntemiyle 39

40 gerçekleştirilen faz analizinde, ana matriks fazının kalsiyum fosfat silikat olduğu, az miktarlarda ise sodyum fosfat ve kalsiyum fosfat fazları bulunduğu anlaşılmıştır (Şekil 4.6) C de sinterlenen ağ % 10 biyocam içeren hidroksiapatit kompozitin x-ışını yöntemiyle gerçekleştirilen faz analizinde ise ana faz kalsiyum fosfat fazının ortadan tamamen kalktığı ve sadece sodyum fosfat fazının kaldığı dikkat çekmektedir (Şekil 4.7). 2 1 ġekil ºC de sinterlenmiş %10 biyocam takviyeli hidroksiapatit kompozitinin tipik mikroyapısı (1: biyocam, 2: porozite). * Ca5(PO4)2SiO4 Δ Na2HPO4.7H2O Ο Ca2P2O7.4H2O ġekil 4.6. %10 biyocam takviyeli 1200ºC de sinterlenmiş hidroksiapatit kompozitinin x-ışını difraktometre analizi. 40

41 * Ca5(PO4)2SiO4 Δ Na2HPO4.7H2O ġekil 4.7. %10 biyocam takviyeli 1300 ºC de sinterlenmiş hidroksiapatit kompozitinin x-ışını difraktometre analizi Mekanik Özelliklerin Karakterizasyonu: Mekanik özelliklerin karakterizasyonu için mikrosertlik (200g yükle) ölçümleri, ASTM C20 92 standartına göre yoğunluk (Archimed Metoduyla) ve porozite ölçümleri ve basma mukavemeti ölçümleri gerçekleştirilmiştir. Sinterleme sıcaklığı ve takviye miktarının değişimine göre elde edilen mikrosertlik, yoğunluk ve basma mukavemet değerleri Tablo 4.3 te verilmektedir. Verilen HAbiyocam kompozitlerinin fiziksel ve mekanik özelliklerinin, daha önce verilen HA ve biyoaktif camlara ait literatürde verilen değerlerin arasında olduğu saptanmıştır. Tablo 4.3: Biyocam takviyeli hidroksiapatit kompozitlerinin sinterleme sıcağı ve takviye miktarına göre fiziksel ve mekaniksel özellikleri. SICAKLIK ( C) YOĞUNLUK (g/cm 3 ) MĠKROSERTLĠK (HV) BASMA MUKAVEMETĠ (MPa) POROZĠTE 1100 (%2.5) 2,46±0,02 187±28 31±7 20, (%5) 2,40±0,01 153,8±15 37± (%10) 2,30±0,04 88,2±7 25± (%2.5) 2,63±0,13 332±21 39,3±14 13, (%5) 2,66±0,05 472±67 62±20 12, (%10) 2,72±0,01 383±60 83±34 8, (%2.5) 2,87±0,02 380±63 28±6 5, (%5) 2,74±0,02 365±38 68±10 6, (%10) 2,72±0,02 234±32 43±5 6,4 (%) 41

42 Üretilen kompozitlerin, sinterleme sıcaklığı ve takviye miktarına göre yoğunluklarındaki değişim Şekil 4.8 den görülmektedir. Buna göre; aynı takviye miktarlarında sinterleme sıcaklıklarına bakıldığında, ağ % 2,5, 5 ve 10 biyocam ilavesinde sinterleme sıcaklığı arttıkça kompozitlerin yoğunluklarında fazla olmamakla beraber artış gözlenmiştir ºC de sinterlenen kompozitlerin biyocam takviye miktarının ağ %2,5 den 5 e yükselmesiyle yoğunluklarının 2,46 dan 2,40 g/cm 3 e azaldığı gözlenmiştir. Aynı şekilde takviye miktarı ağ % 5 den 10 a çıkarıldığında yoğunluk 2,40 den 2,30 g/cm 3 e düşmektedir. Fakat 1200 C sinterleme sıcaklığında, takviye miktarı ağ % 5 den %10 a doğru arttırıldıkça yoğunlukta 2,68 den 2,72 g/cm 3 e doğru bir artış gözlenmiştir C de sinterlenen kompozitlerde ise 1100 C de sinterlenen numunelere benzer etkiler görülmüştür. Yoğunluk(g/cm3) 3 2,5 2 2,87 2,68 2,74 2,66 2,72 2,46 2,4 2,3 0 2,5 5 7, ,5 Biyocam takviye miktarı(%) 1100 C 1200 C 1300 C ġekil 4.8. Kompozitlerin biyocam takviye miktarı ve sinterleme sıcaklığına göre yoğunluklarındaki değişim. Mikrosertlik(HV) ,5 5 7, ,5 Biyocam takviye miktarı(%) 1100 C 1200 C 1300 C ġekil 4.9. Kompozitlerin biyocam takviye miktarına ve sinterleme sıcaklıklarına göre mikro sertliklerindeki değişim 42

43 Basma mukavemeti(mpa) ,5 5 7, ,5 Biyocam takviye miktarı(%) 1100 C 1200 C 1300 C ġekil Kompozitlerin biyocam takviye miktarı ve sinterleme sıcaklığına göre basma mukavemetlerindeki değişim. Her üç sinterleme sıcaklığı için de takviye miktarının artışının kompozitlerin mikrosertliklerini düşürdüğü açıkça görülmektedir (Şekil 4.9). Sadece 1200 C de sinterlenen biyocam takviyeli hidroksipatit kompozitlerinin biyocam takviyesi ağ % 2,5 den % 5 e çıkarıldığında mikrosertliğin 332 den 472 HV e arttığı gözlenmiştir. Kompozitlerin takviye miktarının ağ %2,5 den % 5 e yükselmesiyle 1100 C için mikrosertliğin 187 den 154 HV e düştüğü, 1300 C için ise 380 den 365 HV e düştüğü görülmektedir. Aynı görülmektedir. etki takviye miktarı %5 den %10 a arttırıldığında da Kompozitlerin biyocam takviye miktarı ve sinterleme sıcaklığına bağlı olarak değişen basma mukavemetleri Şekil 4.10 da verilmiştir. Şekilde, 1100, 1200 ve 1300 C de sinterlenen kompozitlerin biyocam takviyesinin ağ %5 ten %10 yükselmesiyle basma mukavemetinin sırasıyla 31 den 37 ye, 39 dan 62 ye ve 28 den 68 MPa a yükseldiği görülmektedir. Fakat aynı etki takviye miktarı ağ % 5 den %10 a yükselirken görülmemektedir. Takviye miktarının ağ %5 den 10 a yükselmesiyle 1100C için basma mukavemetinin 37 den 25 MPa a ve 1300 C için 68 den 43 MPa a düştüğü gözlenmiştir. Böyle bir düşüş biyocamla hidroksiapatit arasında yeni bir faz oluşabileceği düşüncesini gündeme getirmektedir C de sinterlenen kompozitlerin biyocam takviye miktarının ağ %5 ten %10 a yükselmesiyle basma mukavemetlerinin 62 den 83 MPa a yükseldiği görülmektedir. 43

44 Biyoaktivite Karakterizasyonu Yapay Vücut Sıvısı (Simulated Body Fluid-SBF) Hazırlama Prosedürü Yapay vücut sıvısı aşağıda belirtilen şekilde Tablo 4.4. deki bileşikler kullanılarak hazırlanmıştır. - Bütün şişe ve kaplar 1 N HCl solüsyonu, nötral deterjan ve iyon değiştirilmiş ve distile edilmiş su ile yıkatılıp kurutulmuştur. - 1 litre polietilen şişeye 500 ml iyon değiştirilmiş ve distile edilmiş su konup saat camı ile kapatılmıştır. - Magnetik karıştırıcı ile şişe karıştırılmış ve bileşikler sıra ile eklenerek çözünmeleri sağlanmıştır. - Şişedeki solüsyon sıcaklığı, su banyosu içerisinde olacak şekilde 36,5 ºC ye ayarlanmıştır. 1 N HCl solüsyonu titre edilerek ve karıştırılarak ph: 7,40 a ayarlanmıştır. - Solüsyon şişeden volumetrik cam kaba transfer edilmiştir. - Solüsyona toplam hacmi iyon değiştirilmiş ve distile edilmiş su eklenerek 1 litre ayarlanmıştır [19]. 44

45 Tablo 4.4: Yapay vücut sıvısı hazırlamada kullanılan bileşikler [19] Sıra Bileşik Saflık Miktar 1 NaCl Biyolojik çalışma için 2 NaHCO 3 Biyolojik çalışma için 3 KCl Biyolojik çalışma için 7,996 gr 0,350 gr 0,224 gr 4 K 2 HPO 4.3H 2 O % 99 0,228 gr 5 MgCl 2.6H 2 O % 99,7 0,305 gr 6 1N-HCl 40 ml 7 CaCl 2 % 99,6 0,278 gr 8 Na 2 SO 4 Biyolojik çalışma için 9 NH 2 C(CH 2 OH) 3 Biyolojik çalışma için (% 100) 0,071 gr 6,057 gr Kompozit numuneler yapay vücut sıvısı içerisine daldırılarak 1 saat, 1 gün, 5 gün,1 hafta, 2 hafta, 3 hafta, 26 gün ve 4 hafta bekletilerek biyo aktivite testine tabii tutulmuşlardır. Şekil 4.11 de deney düzeneği görülmektedir. Akvaryum içerisinde duran plastik beher içerisindeki yapay vücut sıvısının havayla teması kesilerek içerisine azot gazı üflenerek ortamın inert olması sağlanmıştır. Üstten karıştırıcının hızı 80 rpm e ayarlanarak kan akış hızının eldesi amaçlanmıştır. ph metre ile yapay vücut sıvısının ph ının zamana bağlı olarak değişimi ölçülmüştür. 45

46 ġekil Biyoaktivite deney düzeneği Yüzey Karakterizasyonu Kompozit numunelerin yüzey morfolojileri yapay vücut sıvısı içerisinde bekletildikten sonra SEM kullanılarak belirlenmiştir. İnce film XRD, yapay vücut sıvısı içerisinde bekletildikten sonra kompozit numunelerin yüzeyinde oluşan fazların karakterizasyonu için kullanılmıştır. FTIR ise bu fazların moleküler bağ karakterini belirlemek için kullanılmıştır Yapay Vücut Sıvısı (SBF) Analizi Biyo aktivite testlerinin SBF analizleri, kalsiyum (Ca), fosfor (P) ve sodyum (Na) iyonlarının bekletilme zamanının fonksiyonuna göre elementel konsantrasyon değişimleri ICP (inductively coupled plasma) kullanılarak belirlenmiştir. Şekil 4.12 de solusyonun zamana göre ph değişimi verilmiştir. PH ın 7.4 ten büyük değerlere çıkması litatatürde ifade edilen iyon değişimleri ile açıklanabilmektedir [7]. Sırasıyla şekil 4.13, 4.14 ve 4.15 de zamana bağlı olarak solusyondaki kalsiyum, fosfor ve sodyum iyonlarının değişimi verilmiştir. Kalsiyum ve fosfor iyonları kompozitten çözünerek solusyona geçmiş ve yüzeydeki kristalizasyon nedeniyle miktarlarında az bir artma gözlemlenmiştir. Solusyondaki sodyum iyonu da aynı şekilde çözünerek solusyona geçmiştir fakat yüzeyde bir bağ oluşturmaması nedeniyle solusyonda daha yüksek miktarlarda sodyum iyonuna rastlanmıştır. 46

47 ph 8 7,9 7,8 7,7 7,6 7,5 7,4 7,3 7,2 7,1 7,92 7,7 7,67 7,69 7,65 7,65 7,67 7,55 7, zaman(saat) ġekil 4.12 Zamana bağlı olarak solusyonun ph değişimi. Ca konsantrasyonu (ppm) 1,4 1,2 1 0,8 0,6 0,4 0,2 0 1,2 1,04 0,79 0,74 0, zaman(gün) ġekil 4.13 Zamana bağlı olarak solüsyondaki kalsiyum iyonlarının değişimi. 47

48 P konsantrasyonu (ppm) 1,4 1,2 1 0,8 0,6 0,4 0,2 0 1,2 1,04 0,79 0,74 0, zaman(gün) ġekil 4.14 Zamana bağlı solusyondaki fosfor iyonlarının değişimi. Na konsantrasyonu (ppm) ,48 70,19 57,28 35,5 38, zaman(gün) ġekil 4.15 Zamana bağlı solusyondaki sodyum iyonlarının değişimi Biyoaktivite Testinde Yüzey Aktif Reaksiyon Tabakasının Karakterizasyonu Biyoaktivite deneyleri sonucunda yapay vücut sıvısı içerisinde bekletilen biyocam takviyeli hidroksiapatit kompozit numunelerin yüzeylerinde biyocam numunelerine benzer şekilde ilk andan itibaren apatit çökeltilerinin oluştuğu gözlemlenmiştir. Sonuçlar, çözelti içerisinde 1 saat bekletildikten sonra numunenin yüzeyinde apatit tabakası oluşmaya başladığını göstermiştir (Şekil 4.16). Uzun bekletme zamanlarında ise (2 hafta, 4 hafta) apatit tabakasının yoğunluğunun ve kalınlığının arttığı gözlemlenmiştir (Şekil 4.17, Şekil 4.18). 48

49 ġekil Yapay vücut sıvısı içerisinde 1 saat bekletildikten sonraki yüzey görüntüsü HCA ġekil Yapay vücut sıvısı içerisinde 14 gün bekletildikten sonraki yüzey görüntüsü 49

50 ġekil Yapay vücut sıvısı içerisnde 28 gün bekletildikten sonraki yüzey görüntüsü apatit ġekil Numune yüzeyinde oluşan apatit tabakasının kesit mikroyapı görüntüsü Numunelerin kesit mikroyapı incelemesinde yüzeyde oluşan apatit tabakası açıkça görülmektedir (Şekil 4.19). 4 haftalık bekletilme sonunda yüzeyde yaklaşık 50 μm kalınlığında apatit tabakası gözlenmiştir. Kompozit numunelerin XRD analizleri HA in karakteristik piklerini sergilemektedir. Elde edilen XRD grafikleri HA in standart difraksiyon paterni JCPDS ile uyum içerisindedir [20]. 50

51 2500 (211) Ca 5 (PO 4 ) 3 OH JCPDS (002) (212) (222) 1.saat 1. Gün 5. Gün 7. Gün 14. Gün 21. Gün 26. Gün 28. Gün ġekil Yapay vücut sıvısı içerisine konulan numunelerin 1 saat, 1 gün, 5 gün, 7gün, 14 gün, 21 gün, 26 gün ve 28 gün sonunda çekilen TF-XRD grafikleri Şekil 4.20 de yapay vücut sıvısı içerisine koyulan numunelerin ilk saat, 1 gün, 5 gün, 7 gün, 14 gün, 21 gün, 26 gün ve 28 gün sonunda çekilen TF-XRD grafikleri görülmektedir. Uzun bekletme zamanlarında apatit piklerinin şiddetlerinin arttığı gözlemlenmiştir. Bu sonuç biyocam takviyeli hidroksiapatit kompozitlerinin üzerindeki apatit tabakasının zamanla geliştiğini göstermektedir. Şekil 4.21 ve 4.22 deki FTIR verilerinde P-O strechi nedeniyle 1060 cm -1 de band görülmüştür. Bu, kompozit malzeme yüzeyinde kalsiyum fosfat tabakasının oluştuğunu ifade etmektedir. Şeikl 4.22 de P-O çiftinin 570 cm -1 ve 605 cm -1 de oluşumu ise, kalsiyum fosfat tabakasının hidroksikarbonat apatit formunda kristalize olduğunu gösterir. 51

52 49,2 P-O %R 25 P-O ,5 4000, ,0 cm-1 ġekil Yapay vücut sıvısı içerisinde 1 saat bekletildikten sonraki FTIR grafiği 43, P-O %R P-O P-O 2 0,2 4000, ,0 cm-1 ġekil Yapay vücut sıvısı içerisinde 48 saat bekletildikten sonraki FTIR grafiği 52

53 4.3. TartıĢma: Bu çalışmada 1200 o C de sinterlenmiş kompozitlerin basma mukavemetlerinin takviye miktarı ile değişimi, 1100 o C ve 1300 o C de sinterlenmiş numunelerin davranışından farklı olduğu gözlemlenmiştir o C ve 1300 o C de, biyocam oranı ağ % 5 den % 10 a çıkartıldığında basma mukavemeti değerleri azalırken, 1200 o C de biyocam oranı ağ % 10 a çıkartıldığında bu değer yükselmiştir. Benzer etkilerin kompozitlerin ölçülen mikrosertlik değerleri için de söylenebilmektedir. Bu çalışama için sinterleme sıcaklığının artışıyla kompozitlerde düşen mekanik özellikler oluşan sodyum ve trikalsiyumfosfat fazlarıyla açıklanabilir. Aynı zamanda, x-ışını difraktometresi analiz sonuçları da bu açıklamaları desteklemektedir. Artan sinterleme sıcaklığıyla biyocam takviyeli hidroksiapatit kompozitlerin 1300 C de Na 2 HPO 4.7H 2 O fazının arttığı görülmektedir (Şekil 4.7). Oysa, en iyi mekanik özelliklere sahip 1200 C de sinterlenen ağ % 10 biyocam takviyeli hidroksiapatit-biyocam kompozitinin x-ışını difraktometresi analiz sonuçları, ana fazının kalsiyum fosfat silikat [Ca 5 (PO 4 ) 2 SiO 2 ] olduğu ve çok az miktarlarda sodyum fosfat ve kalsiyum fosfat fazları olduğunu göstermektedir. Yoğun HA in mekanik özellikleri ve/veya biyoaktivitesini arttırmak için HA i biyocam veya diğer ikincil faz partikülleriyle birleştirme girişimlerinde bulunulmuştur. Mesela; Knowles ve arkadaşları HA in Ca 5 (PO 4 ) 2 SiO 4, α-tcp ve β-tcp fazlarına dönüşümlerini küçük miktarlarda fosfat içerikli camların ilavesiyle oluştuğunu bulmuşlardır. Bu durumda biyocam ilaveli hidroksiapatit kompozitlerinin uygun bileşim ve sinterleme sıcaklığında hidroksiapatit veya biyocam numunelerine göre daha iyi fiziksel ve/veya mekanik özelliklere sahip olabilecekleri düşünülebilir. Nitekim bu çalışmaya göre 1200 C de sinterlenen % 10 biyocam takviyeli hidroksiapatit kompozitlerin en iyi sonuçları verdiği görülmüştür. Literatürde 1300ºC nin hidroksiapatit için kritik bir sıcaklık olduğu söylenmektedir [3]. Doğal hidroksiapatitin 1200 ve 1300 C de sinterlenmeleri sonucunda basma mukavemetleri sırasıyla ve MPa dır [14]. Diğer yandan, 1300 ºC de sinterlenmiş ağırlıkça %5 biyocam takviyeli hidroksiapatitte ortalama 68,81 MPa basma mukavemetine ulaşılırken, takviye miktarı ağ % 5 ten %10 a yükseltildiğinde 43,38 53

54 MPa a düştüğü gözlemlenmiştir. Biyocam takviyeli hidroksiapatit kompozitleriyle ilgili diğer bir araştırmaya göre,kritik sıcaklıkta (1300 C) sinterlenen kompozitlerdeki biyocamın sodyum içeriğinin trikalsiyumfosfat (TCP) fazlarıyla reaksiyona girmesidir [21]. Bu kritik sıcaklığın altındaki sıcaklıklarda HA yapısı dehidroksilasyona rağmen yapısını korumaktadır ve HA soğutmayla rehidrasyona uğrar. Eğer kritik sıcaklık (1300 o C) aşılırsa, tamamlanmış ve geri dönüşümsüz bir dehidroksilasyon gerçekleşir. Bu dehidroksilasyon sonucu HA yapısı TCP (trikalsiyum fosfat) fazlarına parçalanabilir o C civarında biyocam ve TCP fazları arasında yeni fazların oluşması mümkündür ve kompozitin mekanik özelliklerinin değişmesine neden olur. En uygun sonuçları veren 1200C de sinterlenmiş %10 biyocam içeren hidroksiapatit kompozitlerinin in-vitro deney sonuçları; numunelerin biyoaktif özellikte olduğunu, yapay vücut sıvısı içerisine konulduğunda yüzeylerinde apatit tabakasının oluştuğunu göstermektedir. Yüzeyde oluşan apatit oluşum mekanizması prosesi öncelikle kalsiyum iyonunun hidroksiapatit ve biyocamdan çözünmesi ve kompozitin yapay vücut sıvısı içerisindeki apatit iyon aktivitesini yükseltmesi söz konusudur. Daha sonraki aşamada ise yüzeyde hidrate olmuş silika, apatit çekirdeklenmesi için elverişli yerler sağlamaktadır. FTIR verilerinde 1060 cm -1 deki P-O strechi bu ifade ile uyum içerisindedir. Sonuç olarak apatit tabakası ilerleyen zamanla kompozit yüzeyinde gelişmektedir. Apatit çekirdeği büyürken yapay vücut sıvısı içerisindeki kalsiyum ve fosfat iyonlarını kullanacaktır. Nitekim TF-XRD grafikerinde ilerleyen zamana bağlı olarak kristalizasyonun ilerlemesi ve fazların kararlı hale gelmesi tüm bu verilerle uyum içerisindedir. 54

55 GENEL SONUÇLAR Hidroksiapatite biyocam takviyesiyle oluşturulan kompozitlerin geliştirilmesi amaçlanan çalışmadan elde edilen genel sonuçlar şu şekilde sıralanabilir: - Seçilen doğru orandaki biyocam takviyesi ve sinterleme sıcaklıklarıyla istenen mekanik ve fiziksel özelliklere sahip kompozitler elde edilebilmektedir. - Yapılan deneyler sonucunda ağırlıkça %10 biyocam içeren hidroksiapatit kompozitlerinin 1200 C de dört saat sinterlenmesiyle ortalama 383±60 HV mikrosertlik, d = 2.72±0.01g/cm 3 ortalama yoğunluk ve avr = 82.96±34 MPa basma mukavemeti elde edilmiştir. - Biyocam takviyeli hidroksiapatit kompozitlerinin yapay vücut sıvısı içerisinde bekletilmeleriyle numune yüzeylerinde bulk biyocam numunelerine benzer şekilde apatit tabakası gelişimi gözlenmiştir. - Elde edilen sonuçlar hidroksiapatite takviye edilen biyocamın, kompozit malzemenin biyoaktivitesini iyi yönde geliştirerek yapay vücut sıvısına daldırılan numunelerin ilk saatten itibaren yüzeyinde apatit tabakası elde edilebileceğini göstermiştir. - Uzun bekletme zamanlarında ise (2 hafta, 4 hafta) apatit tabakasının yoğunluğunun arttığı gözlemlenmiştir. - Elde edilen sonuçlar doğrultusunda geleceğe yönelik olarak hücre kültürü çalışmalarından sonra in vivo ortam içerisinde değerlendirilmelidir. 55

56 KAYNAKLAR [1] [2] ÖZKAYNAK M. U., Seramik ve Metal İmplantların Kullanılan Hidroksiapatitin Üretim Yöntemleri ile Fiziksel, Kimyasal ve Mekanik Özelliklerinin İncelenmesi, Proje Yürütücüsü; Yrd. Doç. Dr. Binnaz HAZAR (YORUÇ) [3] KESKĠN Alper O., Hidroksiapatit Seramiklerinin Mekanik Özelliklerinin Zirkonya İlavesi ile Geliştirilmesi, Yüksek Lisans Tezi, Fen Bilimleri Enstitüsü.2000 [4] Black J., Hastings G., 1998, Handbook of Biomaterials Properties. Chapman and Hall Publication [5] G. Willmann, Interceram, High Performance Ceramics, Volume 42, 1993, 206 [6] F.N. Oktar, G. Göller, Ceramics International, 28, (2002) [7] L.L. Hench, J. Wilson, An Introduction to Bioceramics, Singapore, W. Scientific, 1993 [8] P. W. Brown, B. Constantz, Hydroxyapatite and Related Materials, CRC Press, 1993 [9] G. Göller, F. N. Oktar, Materials Letters, 56 (2002) [10] cement/night/bmecbone.pdf [11] David C. Greenspan, Development in Biocompatible Glass Compositions, [12] [13] Buddy D. Ratner and Allan S. Hoffman, Biomaterial Science, An Introduction to Materials in Medicine [14] Min Wang, Developing Bioactive Composite Materials for Tissue Replacement, Biomaterials, 24 (2003)

57 [15] Avcı ġenol, Seydişehir Alüminasının Sinterlenebilirliğinin Arttırılması ve Tane Büyüme Kinetiğinin İncelenmesi, Yüksek Lisans Tezi, Fen Bilimleri Enstitüsü, 1996 [16] Demirkesen E., Sinterleme ile Malzeme Üretimi, İTÜ Kimya-Metalurji Fakültesi, 1994 [17] Geçkinli E., İleri Teknoloji Malzemeleri, İTÜ Matbaası, İstanbul, 1992 [18] [19] I. Rehman, J.C.Knowles, W. Bonfield, Analysis of iv-vitro reaction layers formed on Bioglass Using thin film x-ray diffraction and ATR-FTIR microspectroscopy, J. biomed Mater Res, 2000, 50(2), [20] S.J. Ding, Y.M. Su, C.P. Ju, J.H. Chern Lin, Sintering and Immersion Behavior of Plasma Sprayed Apatite-Matrix Coatings, Biomaterials, 2001, 22, [21] S.J. Santos, J.C. Knowles, R.L. Reis, F.J. Monteino and G.W. Hastings, Biomaterials, 1994, 15 (1), 5 57

58 ÖZGEÇMĠġ 1997 yılında İSTEK Vakfı Özel Acıbadem Lisesinden mezun oldu. Yıldız Teknik Üniversitesi Kimya-Metalurji Fakültesi, Metalurji ve Malzeme Mühendisliğinde 2001 yında mezun oldu Eylül de İTÜ Fen Bilimleri Enstitüsü Metalurji ve Malzeme Mühendisliği Malzeme Programında yüksek lisans yapmaya hak kazandı. 58