Nhận viết luận văn đại học, thạc sĩ trọn gói, chất lượng, LH ZALO=>0909232620 Tham khảo dịch vụ, bảng giá tại: https://vietbaitotnghiep.com/dich-vu-viet-thue-luan-van Download luận án tiến sĩ ngành khoa học vật liệu với đề tài: Nghiên cứu chế tạo các lớp phủ hydroxyapatit có khả năng tương thích sinh học trên nền vật liệu titan bằng phương pháp solgel

1. F
BỘ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO VIỆN HÀN LÂM KHOA HỌC
VÀ CÔNG NGHỆ VIỆT NAM
HỌC VIỆN KHOA HỌC VÀ CÔNG NGHỆ
-----------------------------
NGÔ THỊ ÁNH TUYẾT
NGHIÊN CỨU CHẾ TẠO CÁC LỚP PHỦ HYDROXYAPATIT CÓ
KHẢ NĂNG TƯƠNG THÍCH SINH HỌC TRÊN NỀN VẬT LIỆU TITAN
BẰNG PHƯƠNG PHÁP SOL-GEL
LUẬN ÁN TIẾN SĨ KHOA HỌC VẬT LIỆU
Hà Nội – 2019

2. BỘ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO VIỆN HÀN LÂM KHOA HỌC
VÀ CÔNG NGHỆ VIỆT NAM
HỌC VIỆN KHOA HỌC VÀ CÔNG NGHỆ
-----------------------------
Ngô Thị Ánh Tuyết
NGHIÊN CỨU CHẾ TẠO CÁC LỚP PHỦ HYDROXYAPATIT CÓ
KHẢ NĂNG TƯƠNG THÍCH SINH HỌC TRÊN NỀN VẬT LIỆU TITAN
BẰNG PHƯƠNG PHÁP SOL-GEL
Chuyên ngành: Kim loại học
Mã số: 9.44.01.29
LUẬN ÁN TIẾN SĨ KHOA HỌC VẬT LIỆU
NGƯỜI HƯỚNG DẪN KHOA HỌC:
1. TS. Nguyễn Ngọc Phong
2. TS. Phạm Thi San
Hà Nội - 2019

3. i
LỜI CAM ĐOAN
Tôi xin cam đoan đây là công trình nghiên cứu của riêng tôi và không trùng
lặp với bất kỳ công trình khoa học nào khác. Các số liệu, kết quả trong luận án là
trung thực, chưa từng được công bố trên bất kỳ tạp chí nào đến thời điểm này ngoài
những công trình của tác giả.
Hà Nội, ngày tháng năm 2019
Tác giả luận án
Ngô Thị Ánh Tuyết

4. ii
LỜI CẢM ƠN!
Lời đầu tiên với lòng biết ơn sâu sắc tôi xin gửi lời cảm ơn tới các thầy hướng
dẫn là TS. Nguyễn Ngọc Phong và TS. Phạm Thi San bởi những chỉ dẫn quý báu về
định hướng nghiên cứu cũng như phương pháp luận và tạo mọi điều kiện tốt nhất để
tôi hoàn thành bản luận án này!
Tôi cũng bày tỏ lời cảm ơn đối với Viện Khoa học Vật liệu, cũng như Học viện
Khoa học và Công nghệ - Viện Hàn lâm Khoa học và Công nghệ Việt Nam đã tạo
điều kiện thuận lợi về cơ sở vật chất và thời gian để tôi hoàn thành luận án.
Tôi đồng thời gửi lời cảm ơn chân thành đến các đồng nghiệp trong Phòng ăn
mòn và bảo vệ vật liệu, Trung tâm đánh giá hư hỏng vật liệu Comfa, Viện khoa học
vật liệu, Viện Hàn lâm Khoa học và Công nghệ Việt Nam đã chia sẻ, đóng góp những
kinh nghiệm quý báu và trợ giúp các trang thiết bị để tôi thực hiện các nghiên cứu.
Và tôi xin gửi lời cảm ơn chân thành tới TS.Hiromoto viện Khoa học vật liệu
quốc gia Nhật Bản (NIMS) đã hỗ trợ giúp đỡ tôi rất nhiều trong quá trình thực hiện
luận án.
Tôi cám ơn các đồng nghiệp, bạn bè – những người đã luôn quan tâm, động
viên tôi trong suốt thời gian qua!
Cuối cùng, tôi xin dành tình cảm đặc biệt đến gia đình, người thân của tôi -
những người đã luôn động viên và tiếp sức cho tôi thêm nghị lực để tôi vững tâm
hoàn thành luận án.
Tác giả luận án
Ngô Thị Ánh Tuyêt

5. iii
MỤC LỤC
DANH MỤC HÌNH VẼ.......................................................................................... viii
MỞ ĐẦU.....................................................................................................................1
CHƯƠNG I. TỔNG QUAN .......................................................................................5
1.1. Giới thiệu về vật liệu cấy ghép kim loại...........................................................5
1.1.1. Vật liệu kim loại phân hủy sinh học.........................................................10
1.1.2.Vật liệu kim loại vĩnh cửu sinh học ..........................................................12
1.1.2.1. Thép không gỉ ....................................................................................13
1.1.2.2. Hợp kim Coban..................................................................................14
1.1.2.3.Vật liệu titan........................................................................................15
1.2. Các lớp phủ tương thích sinh học...................................................................22
1.2.1. Các loại hợp chất tương thích sinh học canxi photphat (Ca-P)................22
1.2.2. Các lớp phủ tương thích sinh học trên cơ sở HA.....................................24
1.2.2.1. Lớp phủ HA .......................................................................................24
1.1.2.2. Lớp phủ dẫn xuất của HA..................................................................26
1.2.3. Một số phương pháp chế tạo lớp phủ tương thích sinh học trên cơ sở HA
............................................................................................................................27
1.2.3.1. Phương pháp plasma..........................................................................27
1.2.3.2. Phương pháp phún xạ magnetron ......................................................28
1.2.3.3. Phương pháp điện hóa........................................................................29
1.2.3.4. Phương pháp điện di ..........................................................................31
1.2.3.5. Phương pháp ngâm y sinh..................................................................32
1.2.3.6. Phương pháp Sol-Gel.........................................................................33
CHƯƠNG II. THỰC NGHIỆM VÀ PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU..................38
2.1. Thiết bị và dụng cụ .........................................................................................38
2.2. Hóa chất và vật liệu ........................................................................................38
2.3. Chế tạo lớp phủ HA bằng phương pháp sol-gel .............................................39
2.3.1. Chuẩn bị nền titan.....................................................................................39
2.3.2. Quy trình chế tạo sol HA và FHA............................................................40
2.3.2.1. Quy trình chế tạo sol HA ...................................................................40
2.3.2.2. Quy trình chế tạo sol FHA.................................................................41

6. iv
2.3.3. Chế tạo lớp phủ HAvà FHA lên nền vật liệu titan...................................42
2.4. Phương pháp nghiên cứu đánh giá tính chất của lớp phủ...............................42
2.4.1. Phương pháp đánh giá các tính chất vật lý và cơ học ..............................43
2.4.1.1. Phương pháp phân tích nhiệt vi sai và nhiệt trọng lượng ..................43
2.4.1.2. Phương pháp nhiễu xạ tia X...............................................................43
2.4.1.3. Phương pháp đo độ nhám bề mặt (Kính hiển vi 3D).........................44
2.4.1.4. Phương pháp hiển vi điện tử quét và phổ tán sắc năng lượng tia X ..44
2.4.1.5. Phương pháp đo độ bền bám dính .....................................................45
2.4.2. Phương pháp điện hóa trong đánh giá tính chất ăn mòn..........................46
2.4.2.1.Hệ đo điện hóa ba điện cực và cách chuẩn bị mẫu đo........................46
2.4.2.2. Phương pháp đo tổng trở....................................................................47
2.4.2.3. Phương pháp đo đường cong phân cực anốt (Potentiodynamic).......48
2.4.3. Các phương pháp đánh giá khả năng tương thích sinh học .....................49
2.4.3.1. Đánh giá thử nghiệm in-vitro.............................................................49
2.4.3.2. Đánh giá thử nghiệm in- vivo trên động vật......................................50
CHƯƠNG III. KẾT QUẢ VÀ THẢO LUẬN..........................................................53
3.1. Nghiên cứu chế tạo lớp phủ HA bằng phương pháp Sol-Gel.........................53
3.1.1. Nghiên cứu đặc tính của sol .....................................................................53
3.1.1.1. Nghiên cứu ảnh hưởng giá trị pH của sol đến sự hình thành pha......53
3.1.1.2. Nghiên cứu ảnh hưởng của pH đến độ nhớt của sol..........................55
3.1.1.3. Nghiên cứu ảnh hưởng của pH đến cấu trúc bề mặt của lớp phủ......57
3.1.1.4. Ảnh hưởng của nhiệt độ nung đến sự phân hủy của sol HA .............58
3.1.2. Nghiên cứu ảnh hưởng của các thông số công nghệ chế tạo đến tính chất
của lớp phủ HA trên nền vật liệu titan ...............................................................59
3.1.2.1. Xác định chiều dày của lớp phủ HA..................................................59
3.1.2.2. Nghiên cứu ảnh hưởng của chế độ nung đến tính chất của lớp phủ
HA...................................................................................................................61
a. Ảnh hưởng của chế độ nung đến cấu trúc của lớp phủ...............................62
b. Ảnh hưởng của chế độ nung đến thành phần pha của lớp phủ ...................67
c. Ảnh hưởng của chế độ nung đến độ bền bám dính của lớp phủ.................69
d. Ảnh hưởng của chế độ nung đến khả năng chống ăn mòn .........................71
3.1.3. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính của lớp phủ HA .........................75

7. v
3.1.3.1. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính của lớp phủ HA bằng cách tạo
lớp TiO2 trung gian..........................................................................................75
3.1.3.2. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính bằng nền titan xốp...............86
3.1.3.3. Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính bằng lớp FHA......................87
3.2. Đánh giá khả năng tương thích sinh học của vật liệu.....................................92
3.2.1. Nghiên cứu in-vitro ..................................................................................92
3.2.1.1. Nghiên cứu sự hình thành màng apatit trong thử nghiệm in-vitro ....92
3.2.1.2. Sự thay đổi thành phần dung dịch SBF sau thử nghiệm in-vitro.....101
3.2.1.3.Sự hao hụt khối lượng sau khi thử nghiệm in-vitro..........................102
3.2.2. Nghiên cứu in vivo.................................................................................103
3.2.2.1. Đánh giá tình trạng tại chỗ vết mổ...................................................103
3.2.2.2. Các chỉ số huyết học trước và sau phẫu thuật..................................104
3.2.2.3. Đánh giá hình ảnh đại thể vị trí ghép trên thỏ sau cấy ghép vật liệu kết
xương.............................................................................................................105
ĐỀ XUẤT VÀ KIẾN NGHỊ...................................................................................109
NHỮNG ĐÓNG GÓP MỚI CỦA LUẬN ÁN .......................................................110
TÀI LIỆU THAM KHẢO.......................................................................................112

8. vi
DANH MỤC CÁC KÝ HIỆU VÀ CHỮ VIẾT TẮT
Viết tắt
và ký hiệu
Ý nghĩa
Tiếng Anh Tiếng Việt
2 Diffraction angle Góc nhiễu xạ
ba Anode taffel slope Độ dốc tafel nhánh anôt
bc Cathode taffel slope Độ dốc tafel nhánh catôt
BM biodegradable metal Kim loại phân hủy sinh học
Ca P Calcium phosphate Canxi phốt phát
CE Counter electrode Điện cực đối
DCPA
Mono calcium phosphate mono
hydrat
mono canxi phot phat mono
hydrat
DTA Differential thermal analysis Phân tích nhiệt vi sai
E Potential Điện thế điện cực
FHA Fluor-hydroxyapatite Florua apatit
HA Hydroxyapatite Hydroxyapaptit
EDS Energy dispersive X-ray Phổ tán xạ năng lượng tia X
i Current density Mật độ dòng điện
io Exchange current density Mật độ dòng điện trao đổi
n
Number of electrons transferred
in the reaction
Số điện tử tham gia phản
ứng
PM Permanent Metallic Kim loại vĩnh cửu
RE Reference electrode Điện cực so sánh
SBF Simulated body fluid Mô phỏng dịch giả cơ thể
SCE Saturated calomel electrode Điện cực calomel bão hòa
SHE Standard hydrogen electrode Điện cực chuẩn hydro
TCP Tricalcium phosphate Tri canxi phốt phát

9. vii
TGA Thermo-gravimetric analysis Phân tích nhiệt trọng lượng
v Scan rate Tốc độ quét
WE Working electrode Điện cực làm việc
XRD X-ray Diffraction Nhiễu xạ tia X
ρ Resistivity Điện trở suất
ηa Anodic over potential Quá thế anôt
ηc Cathodic over potential Quá thế catôt

10. viii
DANH MỤC HÌNH VẼ
Hình 1.1. Vật liệu implant sử dụng trong cơ thể người ..............................................7
Hình 1.2. Hình ảnh vật liệu implant sau khi cấy ghép..............................................10
Hình 1.3. Một số cấu trúc xốp điển hình của hợp kim Mg .......................................12
Hình 1.4. Hình ảnh Stent chèn vào động mạch.........................................................13
Hình 1.5. Một số hình ảnh về ứng dụng của Ti trong nha khoa ……………..……16
Hình 1.6. Hình ảnh minh họa quá trình cấy ghép hợp kim titan ..............................17
Hình 1.7. Ảnh SEM của một số cấu trúc titan xốp: a-cấu trúc xốp mở ( cấu trúc tổ
ong 2 chiều); b-cấu trúc lỗ xốp đóng; c-cấu trúc kim cương....................................20
Hình 1.8. Hình ảnh xương ăn sâu vào lỗ xốp sau khi cấy ghép ...............................21
Hình 1.9. Ảnh SEM mặt cắt ngang của mẫu titan xốp sau khi cấy ghép .................21
Hình 1.10. Sơ đồ cấu trúc tinh thể của HA. ..............................................................25
Hình 1.11. Sơ đồ quá trình phủ plasma ....................................................................28
Hình 1.12. Sơ đồ minh họa hệ thống phún xạ magnetron ........................................29
Hình 1.13. Sơ đồ phương pháp anốt hóa plasma ......................................................31
Hình 1.14. Sơ đồ mô tả quá trình kết tủa bằng phương pháp điện di .......................32
Hình 1.15. Sơ đồ của phương pháp ngâm y sinh . ....................................................32
Hình 1.16. Sơ đồ tổng hợp hydroxyapatite (HA) bằng phương pháp sol-gel ..........34
Hình 2.1. Sơ đồ quy trình chế tạo sol HA.................................................................40
Hình 2.2. Sơ đồ quy trình chế tạo sol FHA...............................................................41
Hình 2.3. Sơ đồ chế tạo lớp phủ HA và FHA trên nền titan.....................................42
Hình 2.4. Giản đồ nhiễu xạ tia X của hydroxyapatite ..............................................44
Hình 2.5. Sơ đồ hệ thống đo điện hóa.......................................................................47
Hình 2.6. Đường cong phân cực anốt: a-đường cong phân cực anốt có thụ động và b-
đường cong tafel........................................................................................................49
Hình 2.7. Thử nghiệm cấy ghép trên xương đùi thỏ.................................................51
Hình 3.1. Giản đồ nhiễu xạ tia X với sự thay đổi pH của dung dịch........................54
Hình 3.2. Ảnh hưởng của pH đến sự hình thành HA................................................55
Hình 3.3. Hình thái bề mặt của các lớp phủ HA với pH của Sol thay đổi................58
Hình 3.4. Giản đồ DTA và TGA của dung dịch sol HA...........................................59
Hình 3.5. Chiều dày của các lớp phủ HA .................................................................61
Hình 3.6. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti theo nhiệt độ nung...................62
Hình 3.7. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti với nhiệt độ nung 500 0
C ........63
Hình 3.8. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti với nhiệt độ nung 800 0
C ........63
Hình 3.9. Hình thái bề mặt của lớp phủ HA trên Ti với nhiệt độ nung 900 0
C ........64
Hình 3.10. Ảnh SEM trên mặt cắt ngang của mẫu được nung ở 900 0
C ..................65

11. ix
Hình 3.11. Ảnh SEM bề mặt của các lớp phủ HA theo thời gian nung....................66
Hình 3.12. Ảnh vi nứt trên bề mặt của các lớp phủ HA theo thời gian nung ...........67
Hình 3.13. Giản đồ nhiễu xạ tia X của mẫu HA theo nhiệt độ nung thay đổi và thời
gian nung 4 giờ..........................................................................................................68
Hình 3.14. Giản đồ nhiễu xạ tia X của lớp HA với sự thay đổi thời gian nung .......69
tại nhiệt độ 900 0
C.....................................................................................................69
Hình 3.15. Độ bền bám dính của các lớp HA với nhiệt độ nung thay đổi................70
Hình 3.16. Độ bền bám dính của các lớp HA với thời gian nung thay đổi...............71
Hình 3.17. Đường cong phân cực anốt của HA/Ti trong dung dịch Ringer.............72
Hình 3.18. Đường cong phân cực anốt của HA/Ti trong dung dịch Ringer.............74
Hình 3.19. Hình thái học bề mặt của các mẫu titan anốt hóa với điện thế thay đổi. 76
Hình 3.20. Sự hình thành lỗ xốp trên bề mặt nền Ti bằng phương pháp anốt hóa (Shi,
2017)..........................................................................................................................77
Hình 3.21. Chiều dày của lớp anốt hóa với điện thế 40 V trong 2 giờ. ....................78
Hình 3.22. Ảnh mẫu titan anốt hóa sau khi đo độ bám dính.....................................78
Hình 3.23. SEM bề mặt: a-Ti tan nền, b-Ti sau khi anốt hóa, c- lớp phủ HA trên nền
titan đã anốt hóa. .......................................................................................................79
Hình 3.24. Giản đồ nhiễu xạ tia X của các mẫu: 1-Ti; 2-Ti/TiO2; 3-Ti/TiO2/HA....80
Hình 3.25. Giản đồ phân tích EDS tại mặt cắt ngang của lớp phủ HA/TiO2/Ti.......81
Hình 3.26. Độ bền bám dính của lớp phủ HA trên nền titan sau khi đã anốt hóa ....82
Hình 3.27. Ảnh 3D Macroscope (Keyence VR-3000) trên bề mặt mẫu sau khi đo lực
bám dính....................................................................................................................83
Hình 3.28. Ảnh SEM của mẫu HA/Ti: a,b- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu trước
khi đo độ bám dính; c,d- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu sau khi đo độ bền bám
dính............................................................................................................................84
Hình 3.29. Ảnh SEM của mẫu HA/TiO2/Ti: a,b- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu
trước khi đo độ bám dính; c,d- bề mặt và mặt cắt ngang của mẫu sau khi đo độ bám
dính............................................................................................................................85
Hình 3.30. Mô phỏng sự phá hủy của lớp phủ sau khi đo lực bám dính. .................85
Hình 3.31. Ảnh hiển vi quang học trên mặt cắt ngang của lớp phủ trên nền titan xốp:
a,b tương ứng với độ phóng đại 25 lần; c- với độ phóng đại 100 lần......................87
Hình 3.32. Giản đồ nhiễu xạ tia X của các mẫu FHA có hàm lượng F-
thay đổi khác
nhau: 1- FHA0.5; 2-FHA1; 3- FHA1.5; 4- FHA2....................................................88
Hình 3.33. Ảnh SEM bề mặt của các lớp phủ FHA..................................................89
Hình 3.34. Độ bền bám dính của lớp phủ FHA ........................................................90
Hình 3.35. Ảnh 3D Macroscope trên bề mặt mẫu sau khi đo lực bám dính.............90
Hình 3.36. So sánh độ bền bám dính của các lớp phủ ..............................................91

12. x
Hình 3.37. Sự biến đổi pH của dung dịch SBF theo thời gian ngâm mẫu................93
Hình 3.38. Phổ tổng trở Nyquits của vật liệu phủ HA trong dung dịch SBF theo thời
gian............................................................................................................................94
Hình 3.39. Phổ tổng trở Nyquits vật liệu phủ FHA trong dung dịch SBF theo thời
gian............................................................................................................................95
Hình 3.40. Phổ tổng trở của mẫu sau 1 ngày ngâm trong dung dịch SBF................96
Hình 3.41. Phổ tổng trở của mẫu sau 21 ngày ngâm trong dung dịch SBF..............96
Hình 3.42. Sơ đồ mạch tương đương........................................................................97
Hình 3.43. Ảnh SEM các của các HA mẫu trước và sau khi thử nghiệm in-vitro....98
Hình 3.44. Ảnh SEM các của các mẫu sau khi thử nghiệm in-vitro 21 ngày...........98
Hình 3.45. Sơ đồ các quá trình phản ứng trong thử nghiệm vitro ............................99
Hình 3.46. Phân tích EDS tại điểm trên bề mặt mẫu sau thử nghiệm.....................100
Hình 3.47. Phân tích EDS tại vùng trên bề mặt mẫu sau thử nghiệm.....................100
Hình 3.48. Hình ảnh phẫu thuật cấy ghép nẹp vít lên đùi thỏ.................................103
Hình 3.49. Hình ảnh xương đùi và vật liệu titan xốp khi cắt rời sau phẫu thuật 3 tháng
.................................................................................................................................105
Hình 3.50. Ảnh hiển vi quang học qua mặt cắt ngang của các mẫu nẹp vít sau 3 tháng
thử nghiệm vivo ......................................................................................................106
Hình 3.51. Hình ảnh đại thể của mẫu sau cấy ghép................................................106

13. xi
DANH MỤC CÁC BẢNG BIỂU
Bảng 1.1. So sánh đặc tính giữa vật liệu kim loại vĩnh cửu và kim loại phân hủy sinh
học...............................................................................................................................8
Bảng 1.2. Một số loại hợp kim Ti ứng dụng làm vật liệu cấy ghép ……………….15
Bảng 1.3. Các phương pháp xử lí bề mặt nền Ti ứng dụng y sinh............................18
Bảng 1.4. Các hợp chất Ca-P phổ biến .....................................................................22
Bảng 1.5. Thành phần hóa học của một số bộ phận trên cơ thể người.....................24
Bảng 2.1. Hóa chất và vật liệu ..................................................................................38
Bảng 2.2. Thành phần hóa học của kim loại nền titan..............................................39
Bảng 2.3. Thành phần dung dịch SBF ......................................................................50
Bảng 3.1. Độ nhớt của dung dịch sol theo pH ..........................................................56
Bảng 3.2. Chiều dày trung bình của lớp phủ HA theo số lớp phủ sol HA khác nhau
...................................................................................................................................60
Bảng 3.3. Thành phần hóa học của lớp phủ..............................................................65
Bảng 3.4. Thông số điện hóa của các mẫu với nhiệt độ nung thay đổi ....................72
Bảng 3.5. Thông số điện hóa của các mẫu với thời gian nung thay đổi ...................74
Bảng 3.6. Thành phần hóa học của lớp phủ..............................................................81
Bảng 3.7. So sánh một số kết quả đo độ bền bám dính của lớp phủ HA và FHA....91
Bảng 3.8. Thành phần hóa học tại một điểm kết tinh sau thử nghiệm vitro...........100
Bảng 3.9. Thành phần hóa học tại vùng hạt kết tinh của mẫu sau thử nghiệm vitro
.................................................................................................................................100
Bảng 3.10. Sự thay đổi thành phần dung dịch SBF trước và sau thử nghiệm in-vitro
sau 21 ngày ngâm mẫu............................................................................................101
Bảng 3.11. Sự hao hụt khối lượng sau khi thử nghiệm in-vitro..............................102
Bảng 3.12. Thành phần các tế bào máu trung bình trước và sau phẫu thuật ..........104

14. 1
MỞ ĐẦU
Hiện nay, vật liệu kim loại tương thích sinh học sử dụng trong ngành phẫu
thuật chỉnh hình đang là một nhu cầu bức thiết và được nhiều nước trên thế giới quan
tâm nghiên cứu. Sự già hóa của dân số ở các nước phát triển và mong muốn cho người
bệnh có thể duy trì hoạt động và chất lượng cuộc sống cao, đồng thời những tiến bộ
trong tổng hợp vật liệu, trình độ phẫu thuật đã cho phép vật liệu cấy ghép sinh học
(implant) được ứng dụng theo nhiều phương thức khác nhau. Do đó, nhu cầu về các
implant hiệu suất cao nhằm giải quyết những vấn đề về tim mạch, chấn thương, chỉnh
hình, cột sống và nha khoa đã tăng lên đáng kể. Trong năm 2012, trên toàn thế giới,
thị trường vật liệu cấy ghép sinh học đạt khoảng 94,1 tỷ USD và đến năm 2017 là
khoảng 134,3 tỷ USD [1]. Vì vậy, các nhà khoa học đang tập trung đầu tư nghiên cứu
nhằm tạo ra các loại vật liệu y sinh mới có tính năng tốt để phục vụ cho nhu cầu xã
hội. Các implant sử dụng trong kỹ thuật chỉnh hình thường được chế tạo bằng vật liệu
kim loại do có độ cứng và độ bền cơ học cao hơn so với vật liệu hữu cơ hay vật liệu
composit và được chia thành 2 loại là: kim loại vĩnh cửu (hợp kim của titan, thép
không gỉ, hợp kim crom-coban…) và kim loại phân hủy sinh học (kim loại trên cơ sở
hợp kim của Mg). Các implant sử dụng trong khớp gối, khớp cổ tay, xương
đùi…thường được làm bằng các vật liệu kim loại vĩnh cửu. Trong khi đó, vật liệu có
khả năng phân hủy sinh học thường được sử dụng cho các implant tạm thời và các
phụ kiện sử dụng trong một khoảng thời gian nhất định [2].
Trong số những vật liệu implant thì titan là kim loại có nhiều ưu điểm nhất vì
không chỉ có khả năng chống ăn mòn, mài mòn và tính chất cơ học tốt, mà mô đun
đàn hồi và tỷ trọng của nó còn gần giống với xương người. Do đó, gần đây titan và
hợp kim titan trở thành vật liệu kim loại y sinh hấp dẫn nhất cho các ứng dụng chỉnh
hình và nha khoa [3-5]. Tuy nhiên, vật liệu này lại thiếu khả năng liên kết hóa học
với xương có nghĩa là thiếu hoạt tính sinh học [6, 7]. Để phát huy tính chất ưu việt
của Ti và hợp kim Ti cũng như khắc phục những nhược điểm của nó nhằm mở rộng
khả năng ứng dụng trong y sinh, các nhà khoa học đã nghiên cứu phủ các lớp có khả
năng tương thích sinh học lên titan và hợp kim của chúng. Trong các loại lớp phủ
này, vật liệu hydroxyapatite (HA) có công thức là Ca10(PO4)6(OH)2 và dẫn xuất của
HA là fluorua-hydroxyapatite FHA có công thức Ca10(PO4)6(OH)2-xFx trong đó 0≤ x

15. 2
≤ 2 được tập trung nghiên cứu do chúng cung cấp các điều kiện cần thiết cho việc đẩy
mạnh liên kết với các mô cơ thể và ngăn chặn việc giải phóng của các ion kim loại từ
hợp kim gây kích ứng tại vùng cấy ghép [8, 9]. Vật liệu hydroxyapatite có thành phần
hóa học tương tự như thành phần của khoáng xương và có khả năng kích thích sự
phát triển của các tế bào và mô xương, hỗ trợ sự mọc xương [10-12]. Sự kết hợp giữa
khả năng tương thích sinh học tốt của lớp phủ HA và tính chất cơ học tuyệt vời của
vật liệu titan tạo ra các sản phẩm implant đáp ứng yêu cầu y tế khắt khe trong ứng
dụng chỉnh hình, nha khoa. Ở nước ta, việc nghiên cứu sử dụng vật liệu HA cho mục
đích y sinh cũng đang được các nhà khoa học quan tâm. Năm 2003, Viện Công nghệ
xạ hiếm đã triển khai đề tài chế thử gốm xốp HA theo công nghệ của Italia và đã thử
nghiệm thành công trên động vật. Trường Đại học Bách khoa Hà Nội đã có nghiên
cứu và công bố kết quả sơ bộ về phương pháp tổng hợp HA dạng bột và màng. Năm
2005, Viện Hóa học đã thực hiện một số đề tài nghiên cứu tổng hợp HA dạng bột và
dạng gốm xốp. Năm 2013, tại Viện Kỹ thuật nhiệt đới cũng nghiên cứu lớp phủ HA
bằng phương pháp điện hóa trên nền thép không gỉ[13]. Viện nghiên cứu Thành Tây
cũng đang tiến hành nghiên cứu vật liệu y sinh ứng dụng trong công nghệ chấn thương
chỉnh hình và chế tạo xương nhân tạo. Tuy nhiên, các nghiên vẫn chưa đáp ứng được
nhu cầu thực tế. Mỗi năm, nước ta phải nhập ngoại hàng trăm ngàn chi tiết cấy ghép
các loại như: nẹp xương, nẹp hàm, răng giả, khớp giả, đinh vít, van tim, stent thông
mạch máu, thậm chí làm vỏ não với giá thành rất cao và không chủ động được.
Trước tình hình đó, chúng tôi đã lựa chọn đề tài nghiên cứu của luận án:
“Nghiên cứu chế tạo các lớp phủ hydroxyapatit có khả năng tương thích sinh học
trên nền vật liệu titan bằng phương pháp sol-gel”.
Mục tiêu của luận án:
Chế tạo các lớp phủ trên cơ sở HA lên nền vật liệu titan bằng phương pháp
Sol-Gel có khả tương thích sinh học cao.
Đề tài luận án được thực hiện nhằm mục đích tìm ra điều kiện công nghệ thích
hợp như pH của dung dịch, nhiệt độ nung, thời gian nung, các biện pháp xử lí bề mặt
nền kim loại titan để chế tạo các lớp phủ hydroxyapatit (HA và FHA) trên nền titan
bằng phương pháp sol-gel có khả năng ứng dụng y sinh.

16. 3
Ý nghĩa khoa học và thực tiễn:
Ý nghĩa khoa học
Mối quan hệ của các thông số công nghệ và tính năng của vật liệu đã được
nghiên cứu tỉ mỉ, làm sáng tỏ các kết quả nghiên cứu. Từ đó đưa ra quy trình chế tạo
lớp phủ HA có khả năng tương thích sinh học cao trên nền vật liệu titan bằng phương
pháp sol-gel.
Ý nghĩa thực tiễn
- Bước đầu xây dựng kiến thức và nguồn lực cho sự phát triển của vật liệu cấy
ghép y sinh.
- Đã tìm được điều kiện phù hợp để chế tạo lớp phủ HA trên nền vật liệu titan
ứng dụng cấy ghép thành công trên cơ thể động vật (thỏ).
Nội dung nghiên cứu:
- Khảo sát các yếu tố ảnh hưởng đến quá trình tổng hợp lớp phủ HA bằng phương
pháp sol-gel như: pH, nhiệt độ nung, thời gian nung.
- Nghiên cứu đặc trưng tính chất của lớp phủ HA: Hình thái bề mặt, cấu trúc,
thành phần, chiều dày, độ bám dính.
- Nghiên cứu nâng cao độ bền bám dính của lớp phủ HA bằng cách chế tạo lớp
phủ TiO2 trung gian trước khi phủ lớp HA; phủ HA lên nền titan xốp, hoặc thay thế
nhóm OH-
bằng F-
để tạo ra lớp FHA.
- Thử nghiệm in-vitro vật liệu titan phủ các lớp HA và FHA trong môi trường
dịch giả cơ thể người SBF.
- Nghiên cứu thử nghiệm in-vivo nẹp vít titan xốp có và không có lớp phủ HA
trên cơ thể thỏ.
Đối tượng và phương pháp nghiên cứu:
Đối tượng nghiên cứu:
Vật liệu cấy ghép y sinh nền titan phủ HA, FHA bằng phương pháp sol-gel
được tạo bởi các tiền chất ban đầu Ca(NO3)2.4H2O, H3PO4, NH4F.

17. 4
Phương pháp nghiên cứu:
Các lớp phủ HA và FHA được chế tạo bằng phương pháp sol-gel. Khoảng
nhiệt độ nung HA, sự chuyển pha và hình thành hợp chất mới được phân tích bằng
phương pháp phân tích nhiệt vi sai (DTA) và nhiệt trọng lượng (TGA). Cấu trúc và
hình thái học được đánh giá bằng các phương pháp như: hiển vi điện tử quét (SEM),
nhiễu xạ tia X. Khả năng chống ăn mòn của vật liệu phủ HA, FHA được đánh giá
thông qua phương pháp đo đường cong phân cực anốt và phổ tổng trở Nyquist. Độ
bền bám dính của lớp phủ được đo bằng phương pháp kéo đứt và phương pháp rạch.
Khả năng tương thích sinh học của vật liệu được đánh giá bằng các phương pháp nghiên
cứu in-vitro và in -vivo.
Cấu trúc của luận án
Phần mở đầu giới thiệu lý do chọn đề tài, mục đích, đối tượng, phương pháp, ý nghĩa
khoa học và thực tiễn của luận án.
Chương I. Tổng quan trình bày một số vấn đề chính:
- Giới thiệu về vật liệu cấy ghép kim loại bao gồm vật liệu kim loại vĩnh cửu và vật
liệu kim loại phân hủy sinh học.
- Các phương pháp xử lí bề mặt tiên tiến áp dụng cho vật liệu kim loại sinh học.
- Giới thiệu về các lớp phủ tương thích sinh học
- Giới thiệu về các lớp phủ trên cơ sở Hydroxyapatit (HA).
- Các phương pháp chế tạo HA hiện nay.
- Cơ sở lựa chọn phương pháp sol-gel để chế tạo lớp phủ HA.
Chương 2 trình bày các vấn đề :
1. Thiết bị, dụng cụ và hóa chất sử dụng trong quá trình nghiên cứu.
2. Nội dung thực nghiệm và phương pháp nghiên cứu.
Chương 3 trình bày các kết quả nghiên cứu và thảo luận
Phần kết luận trình bày các kết quả chính của luận án.
Các kết quả chủ yếu của luận án đã được công bố ở 05 bài báo trong đó có 03
bài bài trên tạp chí khoa học trong nước và 02 bài trên Hội nghị khoa học.

18. 5
CHƯƠNG I. TỔNG QUAN
1.1. Giới thiệu về vật liệu cấy ghép kim loại
Hiện nay, với sự phát triển mạnh mẽ trong các lĩnh vực như công nghệ sinh
học, vật liệu sinh học, kỹ thuật mô, tế bào và sinh học phân tử, khoa học polymer, và
các lĩnh vực liên quan đã mang đến rất nhiều tiến bộ về y dược đặc biệt là trong các
lĩnh vực cấy ghép, chỉnh hình [9, 14]. Vấn đề viêm, thoái hóa xương và khớp đã ảnh
hưởng đến hàng triệu người trên toàn thế giới [9, 15, 16]. Trong thực tế, ở các nước
đang phát triển, vấn đề về xương khớp chiếm gần một nửa số các bệnh mãn tính đối
với người trên 50 tuổi. Bên cạnh đó, nhiều trường hợp gãy xương, đau lưng, loãng
xương, chứng vẹo cột sống, ung thư xương và các vấn đề về cơ xương khác cần phải
được giải quyết bằng cách sử dụng các thiết bị cố định, tạm thời hoặc bằng các bộ
phận phân hủy sinh học. Theo một số thống kê ở Mỹ mỗi năm ước tính có khoảng
280.000 trường hợp gãy xương hông, 700.000 trường hợp chấn thương đốt sống,
250.000 ca gãy xương cổ tay mỗi năm với chi phí 10 tỷ USD. Có 500.000 ca ghép
xương ở Mỹ trong đó một nửa là cột sống và ở Anh khoảng 10% những người già
trên 65 tuổi có trải qua các phẫu thuật thay khớp. Ước tính có khoảng 15 triệu người
già mắc các chứng bệnh về xương trên toàn thế giới vào năm 2033. Năm 2004 chi
phí cho vật liệu y sinh ở Mỹ là 17 tỷ USD và tăng trưởng với tốc độ hàng năm khoảng
10% [13]. Chính vì lý do đó, hiện nay các nhà khoa học trên thế giới đang tập trung
đầu tư nghiên cứu nhằm tạo ra các loại vật liệu y sinh mới có tính năng tốt để phục
vụ cho nhu cầu xã hội. Hướng nghiên cứu này rất có triển vọng và đáp ứng nhu cầu
cần thiết về vật liệu mới trong kỹ thuật chỉnh hình, nha khoa hiện đại [1].
Vật liệu cấy ghép trong lĩnh vực chấn thương và chỉnh hình được sử dụng thay
thế những bộ phận cơ thể bị hỏng hoặc mất đi do một nguyên nhân nào đó, giúp làm
tăng chất lượng cuộc sống cũng như kéo dài tuổi thọ của bệnh nhân [1, 14, 17]. Vật
liệu cấy ghép bao gồm: chỉ khâu, tấm xương, khớp thay thế, các thiết bị y tế (máy tạo
nhịp tim, tim nhân tạo...) được sử dụng rộng rãi để thay thế, khôi phục chức năng của
các mô bị tổn thương hoặc thoái hóa. Yêu cầu đầu tiên và quan trọng nhất đối với
việc lựa chọn vật liệu cấy ghép sinh học sự chấp nhận của cơ thể con người. Hiện
nay, các loại vật liệu phổ biến nhất được sử dụng làm vật liệu y sinh là kim loại,
polyme, gốm sứ và hỗn hợp. Chúng được sử dụng đơn lẻ hoặc kết hợp để tạo thành

19. 6
hầu hết các vật liệu cấy ghép hiện nay [18, 19]. Các hướng nghiên cứu và chế tạo vật
liệu cấy ghép là một lĩnh vực rất triển vọng và đầy tiềm năng đối với khoa học và ứng
dụng y học. Quá trình cấy ghép xương và sự can xi hóa của xương tại vị trí cấy ghép
là một trong những phát hiện quan trọng nhất của thực nghiệm lâm sàng thế kỷ 20.
Trong thời kỳ đầu, tất cả các loại vật liệu tự nhiên như gỗ, cao su, các mô sống
và các vật liệu kim loại và thủy tinh đều được sử dụng làm vật liệu cấy ghép sinh học.
Các phản ứng của mô chủ đối với các vật liệu này do đó cũng vô cùng đa dạng. Trong
điều kiện nhất định, thông qua việc tương tác giữa các mô tế bào và vật liệu cấy ghép,
một số vật liệu cấy ghép được cơ thể dung nạp, trong khi một số các vật liệu khác bị
từ chối [19]. Dựa theo đặc tính, vật liệu cấy ghép có thể được chia ra làm 4 loại chính:
-Vật liệu kim loại (vàng, thép không gỉ 316L, hợp kim Co-Cr, hợp kim titan)
-Vật liệu gốm sứ (alumina, zirconia, carbon, titania, bioglass, hydroxyapatite)
-Vật liệu hỗn hợp (Silica /SR, CF/UHMWPE, CF/PTFE, HA/PE, CF/epoxy,
CF/PEEK, CF/C, Al2O3/PTFE).
-Vật liệu polyme (Polyethylen có trọng lượng phân tử siêu cao (UHMWPE),
polyetylen (PE), polyurethane (PU), polytetrafuoroetylen (PTFE), polyacet (PA),
polymethylmethacrylate (PMMA), cao su silicon (SR), Polyetheretherketone
(PEEK), polylactic.
Vật liệu cấy ghép y sinh cũng có thể được phân loại theo tính chất tương thích
sinh học của nó như vật liệu trơ (bioinert), vật liệu hoạt tính sinh học (bioactivity),
hay vật liệu phân hủy sinh học (biodegradation)…[2, 18, 20]. Theo nghĩa rộng, vật
liệu trơ sinh học là loại vật liệu hầu như không phản ứng hoặc phản ứng rất ít với mô
sống. Trong khi đó, vật liệu hoạt tính sinh học là vật liệu có khả năng kích thích liên
kết với các mô sống xung quanh. Các vật liệu phân hủy sinh học là các vật liệu có thể
tái hấp phụ, tích hợp vào các mô xung quanh và kết hợp với các tế bào sống [2].
Hiện nay, vật liệu cấy ghép y sinh được sử dụng thay thế cho rất nhiều bộ phận
trên cơ thể người như chỉ ra trong hình 1.1.

20. 7
Hình 1.1. Vật liệu implant sử dụng trong cơ thể người [18]
Tuy nhiên, các vật liệu như gốm hoặc polyme hầu như không thể được sử dụng
để làm vật liệu cấy ghép sinh học cho xương vì các tính chất như sự tương thích sinh
học và độ bền không phù hợp với xương. Mặc dù, gốm có khả năng chống ăn mòn
tuyệt vời nhưng lại rất giòn do vậy chúng khó có thể ứng dụng làm vật liệu cấy ghép
được. Tương tự như thế, polyme có cơ tính thấp, không đáp ứng được yêu cầu đối
với vật liệu cấy ghép [18, 21].
Vật liệu kim loại sử dụng cho các ứng dụng cấy ghép y sinh học được chia
thành 2 loại là: kim loại vĩnh cửu (hợp kim của titan, thép không gỉ, hợp kim crom-
coban…) và kim loại phân hủy sinh học (kim loại trên cơ sở hợp kim của Mg). Các
chi tiết cấy ghép cho khớp gối, khớp cổ tay, xương đùi…thường sử dụng các vật liệu
kim loại vĩnh cửu. Trong khi đó vật liệu có khả năng phân hủy sinh học được ứng
dụng làm các implant loại tạm thời và các phụ kiện sử dụng trong một khoảng thời
gian nhất định. Chúng thường được sử dụng cho cả mô cứng và mô mềm. Tính chất
của các vật liệu kim loại sinh học được chỉ ra trong bảng 1.1.

21. 8
Bảng 1.1. So sánh đặc tính giữa vật liệu kim loại vĩnh cửu và kim loại phân hủy sinh
học [2]
Vật liệu kim loại vĩnh cửu Vật liệu phân hủy sinh học
Tính chất cơ
học
Ổn định theo thời gian Suy giảm theo thời gian
Ion giải phóng Gây độc hại cho cơ thể Ít hoặc không gây độc hại cho cơ
thể.
Tương tác với
mô xung
quanh
Trơ sinh học Hoạt tính sinh học cao
Ứng dụng Phổ biến cho các ứng dụng
chỉnh hình, nha khoa
Các ứng dụng đặc biệt cho các
cấy ghép tạm thời.
Ưu điểm Bền cơ học và có khả năng
chống ăn mòn cao.
Không cần phẫu thuật lần 2 để
lấy vật liệu cấy ghép.
Nhược điểm - Trơ sinh học
- Phải tiến hành phẫu thuật lại
để lấy vật liệu cấy ghép.
-Tốc độ phân hủy quá nhanh
-Tính chất cơ lý của vật liệu cấy
ghép giảm theo thời gian.
Cách khắc
phục
- Xử lí, sửa đổi bề mặt
-Tạo các lớp phủ bề mặt có
hoạt tính sinh học cao.
- Xử lí bề mặt
- Tạo các lớp phủ giúp che chắn
và bảo vệ kim loại nền.
Mỗi loại vật liệu kim loại sinh học đều có ưu, nhược điểm và phạm vi ứng
dụng riêng. Do đó, cần hiểu rõ đặc tính của từng loại để định hướng ứng dụng phù
hợp các kim loại này trong lĩnh vực y sinh.
Đối với lĩnh vực chấn thương và chỉnh hình, tính chất quan trọng nhất của vật
liệu cấy ghép là khả năng tương thích sinh học. Sau khi cấy ghép, thông qua sự tương
tác giữa bề mặt vật cấy ghép và môi trường sinh học xung quanh, cơ thể chấp nhận
hoặc không chấp nhận vật liệu cấy ghép. Trong trường hợp không chấp nhận, mà cơ
thể vẫn “coi” vật liệu cấy ghép như vật thể lạ bên ngoài thì việc cấy ghép trở nên thất
bại. Cơ chế đào thải vật liệu cấy ghép có thể diễn ra như mô phỏng trên hình 1.2a. Sự
kết dính của tiểu bào sẽ kích hoạt giải phóng các tác nhân đông máu và dẫn đến ăn
mòn kim loại và vật liệu cấy ghép bị suy yếu. Đồng thời, tại vị trí cấy ghép xảy ra

22. 9
hiện tượng viêm nhiễm và gây đau đớn cho người bệnh. Ngược lại, nếu cơ thể dần
chấp nhận vật cấy ghép thì việc cấy ghép sẽ thành công. Tại vị trí cấy ghép các mô tế
bào xung quanh phát triển bình thường và có sự đáp ứng sinh học cao (như trên hình
1.2b). Hình 1.2c chỉ ra cơ chế của sự liền xương sau khi cấy ghép. Đầu tiên là sự hình
thành mô hạt (khối máu tụ), tiếp theo là hình thành mô sụn và tái tạo xương, cuối
cùng là sự liền xương [22]. Tại giao diện giữa xương và vật liệu cấy ghép diễn ra các
quá trình theo thứ tự lần lượt: sự hấp thụ huyết thanh, hấp thụ tế bào trung mô, sinh
trưởng tế bào, biệt hóa và hình thành xương, canxi hóa và cuối cùng là sự liền xương
như thể hiện trên hình 1.2d.
a-Hình ảnh vật liệu cấy ghép thất bại [22]
b-Vật liệu đáp ứng sinh học [22]

23. 10
c- Cơ chế liền xương [22]
d- Minh họa tế bào tại giao diện giữa xương- vật liệu cấy ghép theo thời gian [19]
Hình 1.2. Hình ảnh vật liệu implant sau khi cấy ghép
1.1.1. Vật liệu kim loại phân hủy sinh học
Thuật ngữ "biodegradable metal" viết tắt là BM đã được sử dụng trên toàn thế
giới để mô tả các loại vật liệu kim loại có khả năng phân hủy sinh học cho các ứng
dụng y sinh [2, 23, 24]. BM sẽ bị ăn mòn dần dần trong cơ thể người và động vật và
tạo ra các sản phẩm ăn mòn thích hợp với cơ thể, sau đó hòa tan hoàn toàn sau khi
hoàn thành việc hỗ trợ làm liền các mô mà không còn tồn tại dư lượng của vật liệu
cấy ghép tức là không cần phẫu thuật để thu hồi vật liệu cấy ghép. Do đó, thành phần
chính của BM là các nguyên tố kim loại thiết yếu có thể chuyển hóa với tỷ lệ và độ
suy thoái thích hợp trong cơ thể con người.

24. 11
Do đó, vật liệu BM có cơ hội mới đầy hứa hẹn như là một thế hệ vật liệu tiềm
năng cho chế tạo vật liệu cấy ghép hoạt tính cao. Một đặc tính đặc biệt của vật liệu
kim loại phân hủy sinh học là sự tương tác trực tiếp với mô vật chủ trong suốt thời
gian cấy ghép. Tại bề mặt phân cách giữa implant và vật chủ luôn duy trì cân bằng
động, các sản phẩm phân hủy sinh học sẽ kích thích xương vật chủ phản ứng cho đến
khi vật liệu phân hủy hoàn toàn.
Mặc dù có nhiều ưu điểm nhưng vật liệu phân hủy sinh học có tốc độ ăn mòn
cao trong điều kiện môi trường sinh học (pH=7,2-7,4) cũng như trong môi trường
chứa nồng độ ion clorua cao, do đó làm cho implant xuống cấp nhanh chóng và mất
đi tính toàn vẹn cơ học trước khi các mô có đủ thời gian để chữa lành. Điều đó gây
ra những hạn chế cho việc áp dụng vật liệu này trong y tế [25, 26].
Magie là một vật liệu BM điển hình nhất và được sử dụng trong y sinh từ
những năm 1980 do Mg có thể kích thích sự gia tăng sớm các mô liên kết trong giai
đoạn đầu liền xương bao gồm dạng ống, dạng tấm và dạng dây [2, 21]. Ứng dụng phổ
biến của Mg là làm chỉ khâu hoặc trong các phẫu thuật khác như ruột, động mạch,
dây thần kinh và phẫu thuật tim mạch cũng như các phẫu thuật tổng quát khác. Mặc
dù các nghiên cứu cho thấy lợi thế của hợp kim Mg trong ứng dụng y sinh, tuy nhiên
chúng đã bị bỏ rơi vào thời điểm phát triển bùng nổ của vật liệu thép không gỉ.
Trong thời gian gần đây, những tiến bộ trong công nghệ sản xuất hợp kim đã
cho ra đời các hợp kim Mg với nhiều tính năng được cải thiện rõ rệt cả về tính chất
cơ lý và khả năng chống ăn mòn. Các ý tưởng về kim loại phân hủy sinh học đã được
nghiên cứu trở lại và được chú ý nhiều hơn cho các vật liệu cấy ghép tạm thời. Vì thế,
một số vấn đề quan trọng về vật liệu phân hủy sinh học bao gồm việc lựa chọn các
nguyên tố hợp kim, điều chỉnh cấu trúc, các tính chất cơ học và cơ chế phân hủy sinh
học cũng như các yếu tố ảnh hưởng để kiểm soát tốc độ phân hủy và giải phóng ion
trong môi trường sinh lí tự nhiên được nghiên cứu rộng rãi trong thập kỷ qua.
Hợp kim Mg sử dụng trong cấy ghép gồm Mg tinh khiết và các nguyên tố hợp
kim thiết yếu (Mg-Ca, Mg-Sr, Mg-Zn và Mg-Si) hoặc các nguyên tố ít độc hại (Mg
– Sn và Mg – Zr), và hợp kim Mg công nghiệp (Mg-RE và Mg – Al). Một số loại hợp
kim Mg phổ biến hiện nay như các hợp kim chứa Al (AZ31, AZ61, và AZ91D), hợp
kim chứa các nguyên tố đất hiếm (WE43). Trong các ứng dụng tái tạo xương, một số

25. 12
dạng cấu trúc điển hình bao gồm cấu trúc xốp, cấu trúc nano và cấu trúc thủy tinh của
vật liệu Mg được sử dụng tạo điều kiện cho các tế bào mọc lên nó, ngăn ngừa sự nới
lỏng của implant và cho phép vận chuyển chất lỏng của cơ thể.
Hình 1.3. Một số cấu trúc xốp điển hình của hợp kim Mg [2]
Vật liệu kim loại phân hủy sinh học đã cho thấy kết quả đáng khích lệ khi được
sử dụng cho cả mô cứng và mô mềm. Tuy nhiên vẫn cần một chặng đường dài để đưa
loại vật liệu này vào ứng dụng rộng rãi trong các thử nghiệm lâm sàng. Việc lựa chọn
giữa kim loại phân hủy và vật liệu vĩnh cửu phải được xem xét cẩn thận nhiều yếu tố,
chẳng hạn như tuổi bệnh nhân (trẻ em hoặc người lớn) và tình trạng thể chất cá nhân,
loại gãy xương, nguy cơ nhiễm trùng…Rõ ràng, sự cải thiện tính chất cơ học và dự
đoán được tốc độ phân hủy của các implant sẽ hữu ích cho việc mở rộng phạm vi ứng
dụng của vật liệu phân hủy sinh học [24, 25, 27].
1.1.2.Vật liệu kim loại vĩnh cửu sinh học
Vật liệu kim loại vĩnh cửu sinh học (Permanent Metallic Implants hay Bio-
inert Metals) là thuật ngữ để mô tả các vật liệu kim loại có tính chất cơ học tốt và khả
năng ổn định lâu dài trong điều kiện môi trường sinh lí tự nhiên (in-vivo) cho các ứng
dụng y sinh [1, 2, 18, 28].
Trong số những kim loại cố định, thép không gỉ là kim loại đầu tiên được sử
dụng thành công cho cấy ghép đầu thế kỉ 20. Các hợp kim coban có tên là vitallium
được phát triển cho ứng dụng y tế năm 1932. Tuy nhiên các nghiên cứu gần đây cho
thấy các ion kim loại như Ni, Co và Cr có thể gây hại cho cơ thể người và hợp kim
của chúng trở nên lỗi thời đối với các ứng dụng nha khoa. Xu hướng nghiên cứu chế

26. 13
tạo các hợp kim ứng dụng trong y tế là giảm sử dụng các nguyên tố độc hại và tìm ra
vật liệu thay thế mới có tính tương thích sinh học cao. Ti và hợp kim Ti cho thấy ưu
điểm rõ rệt so với thép không gỉ 316L và các hợp kim Co-Cr hay Ni do khả năng
tương thích sinh học, tính chống ăn mòn, cơ tính và các tính chất lý hóa vượt trội
[21]. Do đó gần đây, vật liệu hợp kim titan được nghiên cứu và ứng dụng nhiều cho
ngành phẫu thuật chỉnh hình đặc biệt là các ứng dụng nha khoa [22, 29, 30].
1.1.2.1. Thép không gỉ
Trước khi thép không gỉ được ứng dụng trong lĩnh vực y sinh, vật liệu cấy
ghép thường được chế tạo từ sắt kim loại nguyên chất. Tuy nhiên, khả năng sử dụng
của nó rất hạn chế do độ bền ăn mòn và độ bền cơ học kém. Những hạn chế này đã
được giải quyết ở một mức độ nào đó với sự ra đời của vật liệu thép không gỉ vào
những năm 1920. Thép không gỉ cho thấy khả năng chống ăn mòn tốt hơn, ít gây biến
chứng sau phẫu thuật và giảm tỷ lệ cấy ghép thất bại đi đáng kể. Thép không gỉ được
sử dụng trong các ứng dụng y sinh có 2 loại chính là thép không gỉ thông thường có
chứa Ni và thép không gỉ không chứa Ni. Thép không gỉ chủ yếu được sử dụng cho
các ứng dụng implant chịu tải hoặc các stent để duy trì lưu lượng máu trong động
mạch (Hình 1.4). Mặc dù vẫn bị ăn mòn và khả năng tương thích sinh học kém hơn
vật liệu titan, thép không gỉ vẫn được sử dụng vì chi phí rẻ. Đối với phương pháp
điều trị gãy xương, thép không gỉ vẫn được sử dụng rộng rãi dưới dạng ốc vít, đinh
và dạng tấm để cung cấp hỗ trợ tạm thời và sau đó được loại bỏ bằng phẫu thuật sau
khi các mô sống được chữa lành.
Hình 1.4. Hình ảnh Stent chèn vào động mạch [1]

27. 14
Thép không gỉ 316L có thể được sử dụng để chế tạo các chi tiết cấy ghép giá
rẻ dùng một lần trong quá trình thay thế khớp. Việc thực hiện cấy ghép với vật liệu
thép không gỉ cần khử trùng lặp đi lặp lại và điều này không những ảnh hưởng đến
việc loại bỏ dư lượng hóa học, mà còn làm giảm đáng kể độ bền cơ học. Thép không
gỉ đã được sử dụng để chế tạo cấy ghép nha khoa 3D bằng cách sử dụng phương pháp
thiêu kết pha lỏng đặc biệt, trong đó polymer được nung chảy bằng tia laser (~ 1 J
mm-3
) để kết nối các hạt kim loại [1, 23].
1.1.2.2. Hợp kim coban
Hợp kim coban có khả năng chống mài mòn và ăn mòn mỏi cao hơn so với
hợp kim Ti và được sử dụng rộng rãi trong chế tạo khớp hông nhân tạo, nơi tiếp xúc
trực tiếp giữa đầu xương đùi và xương tấm. Trong lâm sàng, hợp kim Co-Cr-Mo là
một trong những hợp kim được sử dụng phổ biến nhất do sự kết hợp của độ bền cơ
học và độ dẻo cao [7,17]. Khi so sánh với hợp kim Co-Cr đúc, hợp kim Co-Cr rèn có
chứa Ni có độ bền cơ học cao hơn. Tuy nhiên, vì Ni gây độc hại khi sử dụng trong cơ
thể sống, do đó nó chỉ được sử dụng trong các ứng dụng mà yêu cầu độ bền cơ học
lớn. Mô đun đàn hồi của hợp kim Co-Cr cũng cao hơn so với Ti và hợp kim Ti [3,18-
20]. Độ bền kéo của hợp kim Co-Cr nằm trong khoảng 655 - 1896 MPa, trong khi Ti-
6Al-4V khoảng từ 965 -1103 MPa [19-23]. So với xương, hợp kim Co-Cr có mô đun
đàn hồi, tỉ trọng và độ cứng lớn hơn khá nhiều, dẫn đến ứng suất chắn lớn hơn so với
hợp kim Ti hoặc hợp kim Mg. Khả năng tương thích sinh học và khả năng dẫn xương
của Co-Cr cũng thấp hơn so với Ti. Do đó, trong các ứng dụng lâm sàng thông thường
Ti được sử dụng cho các chi tiết tiếp xúc trực tiếp với xương (ốc vít) và Co-Cr là vật
liệu cho các chi tiết không tiếp giáp với xương (thanh cố định cột sống). Tuy nhiên,
các cấu trúc lắp ghép như vậy dễ làm phát sinh sự ăn mòn kim loại, đặc biệt là sự ăn
mòn khe tại vị trí tiếp xúc giữa Co-Cr và Ti, nơi mà chịu tải trọng ma sát đáng kể.
Một trở ngại lớn cho các vật liệu Co-Cr là độ cứng quá lớn nên khó gia công định
hình. Hiện nay, công nghệ chế tạo hợp kim Co-Cr bằng kỹ thuật nóng chảy chùm
điện tử (Electron beam melting- EBM), có thể giảm mô đun đàn hồi và giảm bớt sự
chênh lệch độ cứng giữa hợp kim Co-Cr và xương [15,17].

28. 15
1.1.2.3. Vật liệu titan
Trong suốt 50 năm qua, đã có một số lượng lớn các công trình nghiên cứu ứng
dụng của vật liệu titan trên cơ thể động vật và con người được tiến hành tại các trường
đại học và các viện nghiên cứu trên khắp thế giới. Kết quả cho thấy khả năng tương
thích tuyệt vời của titan trong cơ thể sống liên quan đến các tính chất vật lý của titan
như: độ dẫn điện thấp, chống ăn mòn cao, độ bền kéo cao (200-700 MPa), khối lượng
riêng thấp (4,506 g/cm3
ở nhiệt độ 25 o
C), nhiệt độ nóng chảy cao (1688 o
C), mô đun
đàn hồi (110 GPa), độ cứng Vícke trong khoảng 80 – 105 HV và độ dẫn nhiệt khoảng
0,2 J/cm.K [ 20-23]. Thông thường, titan và hợp kim titan thương mại có 3 dạng cấu
trúc phổ biến là α,  và α+. Cấu trúc của hợp kim titan phụ thuộc vào thành phần
hợp kim và quá trình xử lý cơ nhiệt sau chế tạo. Ở điều kiện thường, titan tồn tại ở
dạng cấu trúc α (lục phương xếp chặt) và khi nung lên trên nhiệt độ 883 o
C thì cấu
trúc α chuyển thành lập phương tâm khối . Tuy nhiên, nhiệt độ chuyển biến còn tùy
thuộc vào độ sạch của hợp kim. Ở nhiệt độ phòng, trên bề mặt Ti hình thành một lớp
màng ôxít rất mỏng bám chặt trên nền kim loại tạo nên hàng rào bảo vệ. Lớp màng
mỏng này chủ yếu là titan ôxít (TiO2) ở dạng vô định hình, không bị hòa tan và rất
ổn định. Chúng có khả năng tái hình thành sau khi bị loại bỏ bằng các phương pháp
cơ học.
Bảng 1.2. Một số loại hợp kim Ti ứng dụng làm vật liệu cấy ghép [31]
TT Thành phần Cấu trúc
1 Ti nguyên chất Α
2 Ti-6Al-4V α+β
3 Ti-6Al-7Nb α+β
4 Ti-15Sn-4Nb-2Ta-0,2Pd α+β
5 Ti-13Nb-13Zr Β (mô đun đàn hồi thấp)
6 Ti-35Nb-7Zr-5Ta Β (mô đun đàn hồi thấp)
7 Ti-29Nb-13Ta-4,6Zr β (mô đun đàn hồi thấp)
8 Ti-40Ta, Ti-50Ta β (Chống ăn mòn cao)
Mỗi năm khoảng 1.000 tấn implant làm từ Ti được đưa vào sử dụng trong cơ
thể bệnh nhân trên toàn thế giới. Titan và các hợp kim Ti là vật liệu kim loại hứa hẹn
nhất và được sử dụng phổ biến cho các ứng dụng nha khoa và chỉnh hình do độ bền

29. 16
cơ học, khả năng chịu tải, khả chịu ăn mòn và mài mòn cao [19-22]. Ứng dụng chủ
yếu của chúng là để thay thế cho phần mô cứng như: khớp hông, khớp gối nhân tạo,
tấm xương, đinh vít để cố định gãy xương, khớp nối hư hỏng hoặc gãy vỡ nhằm phục
hồi cấu trúc và chức năng của xương. Ngoài ra, titan còn được sử dụng trong bộ phận
van tim giả, máy tạo nhịp tim…Trong ngành nha khoa, titan và hợp kim của nó được
sử dụng để làm cầu răng, nẹp, vít...(hình 1.5).Hiện nay, một số loại hợp kim Ti ứng
dụng làm vật liệu cấy ghép y sinh bao gồm titan tinh khiết thương mại và hợp kim
của nó như trong bảng 1.2. Trong đó, hợp kim Ti-6Al-4V đặc biệt phổ biến cho các ứng
dụng chỉnh hình và nha khoa vì khả năng chống ăn mòn và khả năng tương thích sinh
học cao.
Hình 1.5. Một số hình ảnh về ứng dụng của Ti trong nha khoa [32]
a. Một số phương pháp xử lí bề mặt cho vật liệu titan ứng dụng y sinh

30. 17
Tính chất cơ bản của một vật liệu cấy ghép bao gồm: tính chất cơ học (độ
cứng, độ bền nén, độ bền đứt gãy, mài mòn, độ bền mỏi…), khả năng chống ăn mòn
và khả năng tương thích sinh học [5,11,20]. Mặc dù titan và hợp kim của nó có độ
bền cao nhưng vẫn bị ăn mòn theo thời gian. Bên cạnh đó, vật liệu titan thiếu khả
năng liên kết hóa học với xương, tức là thiếu hoạt tính sinh học nên các mô tế bào
không có khả năng phát triển trên các implant đó. Ngoài ra, việc giải phóng một số
ion kim loại như Al3+
, V5+
từ hợp kim titan có thể gây kích ứng tại vị trí các mô xung
quanh vật liệu cấy ghép. Do đó, bệnh nhân thường cảm thấy đau đớn và khó chịu. Vì
vậy, để tăng khả năng che chắn cho kim loại nền nhằm làm giảm sự giải phóng các
ion kim loại độc hại đồng thời tăng khả năng tương thích sinh học của vật liệu titan
cho các ứng dụng chỉnh hình, nha khoa các nhà nghiên cứu đã sử dụng một số phương
pháp xử lí bề mặt cho titan như: anốt hóa, phun cát, xử lý kiềm nóng, xử lý plasma
và cấy ion…để tạo ra một lớp phủ vừa có khả năng bảo vệ kim loại nền vừa có khả
năng tương thích sinh học [20-30]. Trong số đó, lớp phủ hydroxyapatit (HA) là một
trong những lớp phủ tốt nhất để thúc đẩy khả năng tương thích sinh học, khả năng
mọc xương và cuối cùng là tuổi thọ của các implant. Đó là sự kết hợp tuyệt vời giữa
tính chất cơ học của nền titan kim loại với khả năng tương thích sinh học cao của lớp
phủ HA [24, 30, 32].
Hình 1.6. Hình ảnh minh họa quá trình cấy ghép hợp kim titan [22].
Bên cạnh đó, có thể phủ lên bề mặt Ti các lớp polymer tương thích sinh học chẳng

31. 18
hạn poly -caprolactone (PCL), nano gelatin, nano tripolyphosphate (TPP) chitosan,
hydrogel…để tăng cường các tính chất bề mặt, giảm các vết nứt đồng thời tăng độ nhám,
cải thiện tính tương hợp sinh học của vật liệu cấy ghép cũng như cải thiện lực liên kết giữa
bề mặt cấy ghép và lớp phủ giúp nâng cao tuổi thọ của vật liệu cấy ghép [33, 34].
Bảng 1.3. Các phương pháp xử lí bề mặt nền Ti ứng dụng y sinh
TT
Tên
phương
pháp
Đặc điểm Mục đích Vai trò Ghi chú
1 Tẩm thực
axit
(etching)
[35]
Dùng Hỗn hợp
axit (HNO3 và
HF)
Loại bỏ có chọn
lọc các tạp chất
từ bề mặt kim
loại và tạo độ
nhám bề mặt
Thúc đẩy sự
tiếp xúc và
tăng lực bám
dính giữa tế
bào và vật
liệu cấy
ghép
Thường được
kết hợp với
phương pháp
xử lí bề mặt
khác
2 Phương
pháp
phun cát
[36]
Phun các hạt
alumina
(Al2O3)
Tạo độ nhám bề
mặt thay đổi
theo kích thước
hạt alumina.
Cải thiện độ
nhám bề mặt
và tính
tương thích
sinh học
Xử lí hai
bước (phun
cát + tẩy
bằng axit)
3 Xử lí
kiềm
nóng [37,
38]
Ngâm trong
dung dịch
kiềm (NaOH)
nóng
Tạo ra lớp apatit
chứa natri
titanat
Quá trình
thẩm thấu và
mọc xương
được tăng
cường
-Ngâm 2
bước (kiềm
ấm (60 o
C +
dung dịch
kiềm nóng
(600 o
C)
4 Xử lý
plasma
[39]
Ôxy hóa hồ
quang plasma
Tạo ra năng
lượng tự do bề
mặt lớn
Khả năng
tương thích
sinh học của
vật liệu được
cải thiện
không có sự
thay đổi hóa
học đáng kể
so với bề mặt
Ti tinh khiết.
5 Phương
pháp cấy
ion hóa
[40]
Dùng điện
trường để gia
tốc các ion
(Bạc, Kẽm)
tác động vào
bề mặt vật liệu
Thay đổi các
đặc tính vật lý
của vật liệu
Tăng tốc độ
hình thành
xương mới
và tăng mật
độ khoáng
xương
Được thực
hiện sau khi
đã phun cát
và xử lí axit

32. 19
6 Tạo lớp
phủ
apatit
[41-43]
Tạo lớp canxi
phốt phát
Tạo lớp phủ
tương đồng về
cấu trúc, thành
phần và đặc tính
sinh học với
xương
Kích thích
sự hình
thành xương
Kết hợp với
phương pháp
xử lí bề mặt
khác để tăng
độ bền bám
dính của lớp
phủ
b. Vật liệu ứng dụng trong y sinh tiên tiến (titan xốp)
Giống như cơ bắp, xương cũng là một thực thể sống nên hàng ngày nếu không
được tác động, kích thích đủ lớn, xương sẽ không phát triển và trở nên xốp, hoặc bị
hòa tan vào dịch cơ thể. Do sự chênh lệch giữa mô đun đàn hồi của vật liệu cấy ghép
titan (110 GPa) và mô xương (17,6-28.0 GPa), lực truyền từ ngoài đến vật cấy ghép
bị vật cấy ghép hấp thụ một phần, mất năng lượng biến dạng đàn hồi, tải trọng đặt lên
xương sẽ không đủ, dẫn đến hiện tượng gọi là chắn ứng suất (stress shielding) [44,
45]. Hay nói cách khác, vật liệu cấy ghép chắn ứng suất cho xương, làm cho xương
không có đủ lực tác động cần thiết để phát triển cấu trúc xương bình thường. Nếu sự
hao hụt xương quá lớn, sẽ dẫn đến tính năng của vật cấy ghép bị ảnh hưởng nghiêm
trọng và có thể dẫn đến sự dịch chuyển vật liệu cấy ghép, sự nới lỏng hoặc phá huỷ
các lớp xương xung quanh bộ phận cấy ghép, gây viêm nhiễm và đau đớn cho người
bệnh. Mặc dù titan và hợp kim titan (Ti -6Al-4V) có mô đun đàn hồi nhỏ tuy nhiên
sự khác nhau giữa mô đun đàn hồi của xương và của titan vẫn là khá lớn. Mặt khác,
tỉ trọng của titan đặc tinh khiết (4,506 g/cm3
) lớn hơn khá nhiều so với xương (1,72 -
1,96 g/cm3
) [45]. Do đó, cần phải tìm được sự cân bằng giữa độ bền và độ cứng
(không đàn hồi), để có tính chất gần giống nhất với xương. Vật liệu xốp có diện tích
bề mặt lớn với nhiều lỗ rỗng để giảm mô đun đàn hồi của vật liệu cấy ghép đồng thời
cung cấp sự dính kết sinh học tốt hơn bằng việc thúc đẩy mô xương phát triển vào
trong những lỗ xốp, điều này làm đồng nhất ứng suất chuyển đổi giữa xương và vật
liệu cấy ghép.Vì thế, vật liệu titan xốp ngày càng được quan tâm nghiên cứu nhằm
làm giảm sự khác biệt của mô đun đàn hồi và tỉ trọng giữa xương và vật liệu cấy
ghép, làm tăng khả năng bám dính lâu dài của vật liệu cấy ghép với xương.
Đối với các ứng dụng cho xương, titan xốp thường được phân thành 2 dạng
chính bao gồm:

33. 20
- Cấu trúc xốp hoàn toàn trên toàn bộ khối titan kim loại.
- Một lớp phủ xốp được phủ trên nền kim loại đặc.
Trong trường hợp các cấy ghép yêu cầu chịu tải như răng và xương hông thì
một cấu trúc kim loại xốp hoàn toàn không thể phù hợp do tính chất cơ học của vật
liệu xốp giảm hơn nhiều so với vật liệu khối đặc. Khi đó, một lớp phủ xốp trên nền
kim loại đặc thường được ưu tiên lựa chọn để đảm bảo khả năng chịu tải trong môi
trường sinh lý. Cấu trúc kim loại xốp tồn tại ở cả hai dạng là lỗ rỗng đóng (lỗ rỗng bị
cô lập hoàn toàn) và lỗ rỗng mở (lỗ kết nối, liên thông với nhau). Trong đó, dạng lỗ
rỗng mở được ứng dụng nhiều hơn cho cấy ghép y tế do nó cung cấp một môi trường
phù hợp cho các tế bào xương xâm nhập vào lỗ xốp một cách dễ dàng, đồng thời kích
thước lỗ xốp lớn cho phép hình thành hệ thống mạch máu cần thiết để duy trì sự phát
triển tế bào xương vào bên trong.
Một số cấu trúc titan xốp sử dụng trong y sinh phổ biến hiện nay bao gồm cấu
trúc tổ ong hai chiều, mạng tinh thể đơn giản, hình thoi và mạng kim cương như trên
hình 1.7.
Hình 1.7. Ảnh SEM của một số cấu trúc titan xốp: a-cấu trúc xốp mở ( cấu trúc tổ ong 2
chiều); b-cấu trúc lỗ xốp đóng; c-cấu trúc kim cương.[44, 46]

34. 21
Hình 1.8. Hình ảnh xương ăn sâu vào lỗ xốp sau khi cấy ghép [47]
Trong những năm gần đây, nhiều nghiên cứu về vật liệu titan xốp sử dụng
trong ứng dụng y sinh đã thực hiện trên thế giới. Cheng và cộng sự đã sử dụng hợp
kim Ti-6Al-4V với mật độ xốp thay đổi từ 15 % đến 70 % và cấu trúc xốp ngẫu nhiên.
Kết quả cho thấy, bằng cách tăng độ xốp, ông đã thu được cấu trúc xốp gần giống với
cấu trúc của xương tự nhiên với kích thước lỗ lớn hơn 100 µm được coi là thích hợp
cho sự mọc xương. M. A. Lopez-Heredia và cộng sự đã tiết lộ rằng titan xốp với kích
thước lỗ rỗng từ 800-1200 µm là đủ để cho phép xương ăn sâu và định vị trong các
lỗ xốp của titan trong xương đùi thỏ.
Hình 1.9. Ảnh SEM mặt cắt ngang của mẫu titan xốp sau khi cấy ghép [46]

35. 22
Nhìn chung, không có sự xác định rõ ràng về kích thước lỗ rỗng tối ưu cho sự
phát triển của xương. Tính chất cơ học và sinh học của titan xốp bị chi phối bởi các
tác động kết hợp của các yếu tố như hình dạng lỗ, kích thước, phân bố và khả năng
kết nối của lỗ, cũng như bản chất của kim loại. Do đó, tùy vào vị trí và chức năng cho
từng trường hợp cấy ghép cụ thể mà chọn điều kiện tối ưu để đạt được một môi trường
phù hợp cho các mô xương xung quanh.
1.2. Các lớp phủ tương thích sinh học
1.2.1. Các loại hợp chất tương thích sinh học canxi photphat (Ca-P)
Hợp chất Ca-P là những hợp chất có chứa thành phần của canxi và phốt pho.
Nó là thành phần vô cơ chính của xương (~ 60 % khối lượng xương) và là thành phần
chính của men răng (khoảng 90 %). Canxi photphat có tỷ lệ nguyên tử Ca/P thay đổi
trong khoảng từ 0,5 đến 2,2. Khi tỉ lệ Ca/P từ 1,5 đến 1,67, hợp chất Ca-P được gọi là
apatit (hydroxyapatite hoặc florua-apatite). Sự ổn định của các hợp chất Ca-P phụ thuộc
vào tỷ lệ canxi/phốt pho, lượng nước, nhiệt độ cũng như pH của dung môi trường. Bảng
1.4 chỉ ra các loại hợp chất Ca-P có các tỉ lệ Ca/P khác nhau [48].
Bảng 1.4. Các hợp chất Ca-P phổ biến
Tên hóa học Công thức hóa học Tỉ lệ Ca/P
MCPM (mono canxi phot phat
mono hydrat)
Ca(H2PO4 )2 ·H2O 0,5
DCPA (dicanxi phot phat
anhydrous, Monetite)
CaHPO4 1,0
DCPD (dicanxi phot phat dehydrat,
Brushite)
CaHPO4.2H2O 1,0
Octacanxi phot phat (OCP) Ca8(HPO4)2(PO4)4.5H2O 1,33
Tri- canxi photphat (α, β-TCP) Ca3(PO4)2 1,5
ACP (amorphous canxi phot phat) CaxHy(PO4 )z.nH2O, n = 3–
4,5; 15%–20% H2O
1,2-2,2
CDHA (canxi deficient
hydroxyapatite, CDHAp;
precipitated HAp, pHA, pHAp)
Ca10−x (HPO4 )x(PO4 )6−x
(OH)2−x (0 < x < 2)
1,50-1,67

36. 23
Hydroxyapatit (HA) Ca10(PO4)6(OH)2 1,67
TTCP, TetCP (tetra-canxi phot phat,
Hilgenstockite)
Ca4 (PO4 )2O 2,0
Trong các hợp chất của Ca-P, MCPM có tính axit và dễ tan trong nước. Nó
dùng làm thành phần của xi măng xương, làm chất trám tạm thời cho răng và không
hình thành trong cơ thể sống. Đi-canxi phốt phát tồn tại dưới hai dạng cấu trúc là
DCPD (còn được gọi là Brushite) và DCPA (còn được gọi là Monetite). DCPA là
dạng khan của DCPD, có tính axit yếu và hòa tan ít hơn DCPD. Không giống như
DCPD, DCPA được sử dụng trong xi măng canxi, bổ sung nguồn canxi và phốt phát
trong các chất dinh dưỡng như ngũ cốc hoặc có mặt trong thành phần của kem đánh
răng.
Canxi phốt phát dạng vô định hình (ACP) là kém bền nhất trong những pha
của hợp chất Ca-P. ACP thường là pha đầu tiên được hình thành trong hầu hết các
phương pháp kết tủa của hợp chất Ca-P. ACP được sử dụng trong xương - xi măng
(bone-cement) cũng như các chất hàn răng. ACP đã được sử dụng để làm composit
nha khoa cũng như chế tạo xương giả cho các ứng dụng không chịu tải.
Octacanxi phốt phát (OCP) là tiền chất để hình thành apatit trong xương và
răng nên có vai trò quan trọng trong cơ thể người và động vật. Một số nghiên cứu gần
đây đã chứng minh vai trò quan trọng của OCP trong khoáng xương vì cải thiện khả
năng mọc xương và nó được dùng để điền vào khuyết tật xương.
TCP được gọi là tri canxi phốt phát và tồn tại một trong bốn dạng (, ,  và
siêu ). TCP được tìm thấy chủ yếu trong xi măng xương và sự phân hủy của TCP
phụ thuộc vào các cấu trúc pha của nó. Các pha  hình thành ở điều kiện áp suất cao
trong khi siêu  là pha được hình thành ở nhiệt độ cao (trên 1500C). Trong đó, 2
dạng chủ yếu được dùng cho vật liệu y sinh là -và -TCP.
Trong số những hợp chất của Ca-P thì hydroxyapatit (HA) là pha ổn định và có
độ tan thấp nhất [49]. Do đó, gần đây HA thường được phủ lên bề mặt kim loại trong
các ứng dụng cấy ghép và được gọi là lớp phủ tương thích sinh học.

37. 24
1.2.2. Các lớp phủ tương thích sinh học trên cơ sở HA
1.2.2.1. Lớp phủ HA
HA tồn tại ở dạng khoáng tự nhiên có công thức hóa học Ca5(PO4)3OH nhưng
thường được viết dưới dạng Ca10(PO4)6 (OH)2. Bột HA thường có màu trắng nhưng
cũng có thể là màu vàng, màu xanh lá cây, màu xám, nhiệt độ nóng chảy 1760 o
C,
nhiệt độ sôi 2850 o
C và khối lượng riêng 3,14 g/cm3
. Các tinh thể HA tự nhiên và
nhân tạo thường có dạng hình que, hình kim, hình vảy và hình cầu. HA có thành phần
tương tự như thành phần khoáng của xương và răng [50, 51]. Bảng 1.5 minh họa sự
tương đồng về thành phần hóa học và cấu trúc giữa HA với men răng, ngà răng và
xương.
Caxi cacbonat và HA là thành phần chính của ngà răng, men răng và các mô
cứng ở động vật có vú. HA chiếm tới 60 % trong khoáng xương và cũng được tìm
thấy trong tuyến tùng và các cấu trúc khác trên cơ thể người [48-53].
Bảng 1.5. Thành phần hóa học của một số bộ phận trên cơ thể người
Thành phần % Men răng Ngà răng xương HA
Ca 36,5 35,1 34,8 39,6
P 17,1 16,9 15,2 18,5
Ca/P 1,63 1,61 1,71 1,67
Tổng các chất vô cơ 97 70 65 100
Hữu cơ (%) 1,5 20 25 --
Nước (%) 1,5 10 10 --
Thông số mạng (±0,003Ǻ)
a-axis (Å) 9,441 9,421 9,41 9,430
c-axis (Å) 6,880 6,887 6,89 6,891
Chỉ số tinh thể 70-75 33-37 33-37 100

38. 25
HA có tinh thể dạng hình lục giác với nhóm không gian P63/m
Hình 1.10. Sơ đồ cấu trúc tinh thể của HA [48]
HA được biết đến là chất có hoạt tính sinh học, hỗ trợ sự mọc xương trực tiếp
trên bề mặt của vật liệu giúp cho sự hình thành và cố định xương sớm. HA có thể
được sử dụng trong các hình thức như bột, khối hoặc hạt xốp để điền vào các khuyết
tật hoặc khoảng trống về xương. Các thử nghiệm lâm sàng đã chứng minh rằng sau
khi được cấy ghép, HA tương thích với các mô của động vật và trở thành một phần
của cấu trúc xương. Vì vậy, trong những năm gần đây, HA đã trở thành một vật liệu
hấp dẫn trong ứng dụng y sinh [52, 53]. Bên cạnh những ưu điểm, HA vẫn tồn tại
nhược điểm là tính chất cơ học kém dẫn đến sự mất ổn định trong điều kiện chịu tải
trọng cục bộ của môi trường sinh lí cơ thể [6]. Vì vậy, việc sử dụng lớp phủ HA trên
bề mặt kim loại nền là sự kết hợp tuyệt vời để cải thiện những mặt hạn chế của cả lớp
phủ và kim loại nền đồng thời phát huy những lợi thế của chúng. Đó là sự kết hợp
giữa tính chất cơ học tốt của nền kim loại (nhưng thiếu hoạt tính sinh học) với hoạt
tính sinh học tốt của HA (nhưng độ bền cơ học kém). Trong ứng dụng y sinh, vật liệu
kim loại sinh học phải đảm bảo một số đặc tính như: độ bền cơ học tốt, không có hoặc
có rất ít hàm lượng kim loại gây độc cho tế bào trong thành phần của nó, khả năng
chống ăn mòn tốt, độ dẻo và tương thích sinh học cao. Hiện nay, các kim loại phổ
biến được sử dụng trong y sinh là thép không gỉ, hợp kim Co, Ti và hợp kim của Ti.
Trong số này, hợp kim titan có nhiều ưu điểm vượt trội như tính chất cơ học tốt, khả
năng chống ăn mòn cao, mô đun đàn hồi thấp (nhỏ hơn 50 % so với hợp kim Co-Cr).

39. 26
Điều đó giúp làm giảm sự chênh lệch mô đun đàn hồi giữa xương và vật liệu cấy ghép
và làm giảm sự nới lỏng của liên kết giữa xương và vật liệu cấy ghép khi được ứng
dụng trong cơ thể [19, 54, 55]. Do vậy, Ti và hợp kim của Ti là vật liệu tốt nhất cho
các ứng dụng nha khoa và chỉnh hình. Tuy nhiên, xương không liên kết trực tiếp với
các vật liệu này khi chúng được bao phủ bởi các mô sợi sau khi cấy ghép, khiến chúng
bị cô lập khỏi môi trường xung quanh. Để tăng cường khả năng liên kết xương, quá
trình thẩm thấu và tương thích sinh học của hợp kim titan thì bề mặt của nền titan cần
được xử lí [4, 9, 56]. Trong số các phương pháp cải thiện tính chất bề mặt của kim
loại nền thì phủ HA là một trong những phương pháp hiệu quả nhất nhờ khả năng che
chắn cho kim loại nền đồng thời cấu trúc bề mặt xốp của HA thích hợp cho việc mọc
xương và làm tăng khả năng tương thích sinh học của các vật liệu cấy ghép kim loại.
Độ bền và ổn định của lớp phủ được cải thiện là do sự dày đặc và đồng đều của lớp
phủ. Nhiệt độ ảnh hưởng đến vi cấu trúc của lớp phủ trong khi các điều kiện bề mặt
thường ảnh hưởng đến cơ tính và đặc tính sinh học của lớp phủ một cách đáng kể [57,
58].
Nhược điểm chính của các lớp phủ tương thích sinh học HA trên nền titan hiện
nay là độ bền bám dính giữa lớp phủ HA và nền titan chưa cao. Các lớp HA được
phủ trực tiếp trên nền kim loại thường có độ bền bám dính kém. Để khắc phục nhược
điểm này, E. Mohseni chỉ ra rằng một lớp oxit TiO2 có cấu trúc xốp làm trung gian
giữa nền titan và lớp phủ HA nhằm cải thiện độ bền bám dính giữa lớp phủ HA với
kim loại nền đồng thời làm tăng khả năng chống ăn mòn, mài mòn của vật liệu cấy
ghép [59]. Một cách thức khác cũng được đề xuất để tăng độ bền của lớp phủ HA là
tạo ra các dẫn xuất của HA bằng cách đưa ion flo vào cấu trúc của HA gọi là các hợp
chất florua-hydroxyapatit hay florua-apatit [7, 60].
1.1.2.2. Lớp phủ dẫn xuất của HA
Đối với các ứng dụng y sinh học dài hạn, các lớp phủ cần phải có tốc độ hòa
tan thấp, lực liên kết với các chất nền lớn. Để đáp ứng những yêu cầu đó, một lớp phủ
FHA với sự thay thế nhóm OH của HA bằng F-
được quan tâm nghiên cứu.
Lớp phủ FHA, Ca10(PO4)6 Fx(OH)2-x] (trong đó 0 ≤ x ≤ 2, khi x = 2 thì gọi là florua
apatit [FA, Ca10 (PO4) 6F2]) là các lớp phủ trên cơ sở HA được tạo ra nhờ sự thay thế một
phần hoặc toàn phần nhóm OH-
của HA [Ca10 (PO4) 6(OH)2] bởi nhóm F-
[7, 11, 61]. Các

40. 27
kết quả nghiên cứu chỉ ra rằng các lớp phủ FHA là sự kết hợp của các ion F trong mạng
tinh thể apatit. Hơn nữa, FHA có độ ổn định hóa học cao hơn so với HA cũng như tính sát
khuẩn cao hơn nhờ sự có mặt của ion flo trong mạng tinh thể [60-62].
Phương pháp chế tạo các lớp phủ FHA hay FA thì tương tự như phương pháp
chế tạo HA nhưng trong tiền chất có thêm thành phần hợp chất chứa F-
. Chẳng hạn
khi chế tạo FHA bằng phương pháp Sol-Gel thay vì chỉ bao gồm 2 tiền chất chính
chứa Ca [(Ca(NO3)2] và P[H3PO4, P(C2H5O)3 hoặc P2O5] thì Hae-Won Kim đã thêm
thành phần chứa F-
[NH4F hoặc HPF6]. Lớp phủ FHA được phủ trên nền Zeconi bằng
phương pháp sol-gel với nhiệt độ xử lí là từ 400 – 800 o
C. Kết quả cho thấy, lớp FHA
có thể cải thiện được độ bám dính, tốc độ hòa tan giảm đi, tăng độ bền hóa học và
tính ổn định cơ học của lớp phủ khi tăng nhiệt độ nung.
Nghiên cứu của J. Tredwin đã chỉ ra rằng FHA được ứng dụng trong lĩnh vực
phục hồi nha khoa, bởi vì nó tăng tính sát khuẩn, ngăn ngừa sâu răng trong môi trường
axit. Hơn nữa, Flo thúc đẩy các khoáng và kết tinh của canxi phốt phát trong quá trình
hình thành xương [7, 63].
1.2.3. Một số phương pháp chế tạo lớp phủ tương thích sinh học trên cơ sở HA
Hiện nay, có nhiều phương pháp chế tạo lớp phủ HA trên nền vật liệu kim loại
như: Phun phủ plasma, bơm ion, sol-gel, phủ điện di và phủ điện hóa.…Tuy nhiên,
mỗi phương pháp đều có ưu điểm và nhược điểm nhất định [63].
1.2.3.1. Phương pháp plasma
Phương pháp phun plasma được sử dụng rộng rãi để chế tạo lớp phủ HA lên
nền vật liệu kim loại trong hơn hai thập kỷ qua do hiệu quả kinh tế và khả năng mở
rộng sản xuất quy mô lớn. Phun plasma là một kỹ thuật mà trong đó nguyên liệu HA
ở dạng bột, được đưa vào một khí mang và được vận chuyển vào súng plasma. Dưới
một điện áp cao trong môi trường khí argon, bột HA bị tan chảy (nhiệt độ có thể vượt
quá 10.000 K) và được gia tốc về phía bề mặt chất nền. Lúc này, các hạt HA nóng
chảy sẽ va chạm với bề mặt nền và nhanh chóng nguội lại tạo thành pha rắn. Chiều
dày lớp phủ HA đạt được khoảng vài trăm micromet [8, 64, 65].

41. 28
Hình 1.11. Sơ đồ quá trình phủ plasma [65]
Một trong những nhược điểm chính của phương pháp phun plasma là sự
chuyển pha của HA thành các pha kém ổn định (tetra canxi phot phat, TCP, và Ca-P
vô định hình) do sự phân hủy của HA tại nhiệt cao. Mặt khác, do tốc độ phun lớn,
điện áp cao và nhiệt độ lớn làm cho cấu trúc của lớp phủ kém xốp, lớp phủ dày nên
ứng lực cao, và bề mặt không đồng đều đối với các hình dạng nền phức tạp.
1.2.3.2. Phương pháp phún xạ magnetron
Có ba thành phần cơ bản cần thiết để thực hiện một hệ thống phún xạ. Thành
phần đầu tiên là một buồng chân không. Các buồng này thường được làm bằng thép
và được dán với các miếng đệm để cách ly với môi trường xung quanh. Khoang này
được kết nối với một hệ thống bơm để phân tán khí, tạo chân không siêu cao và thổi
khí trơ argon vào buồng với tốc độ có kiểm soát. Khí trơ này có nhiệm vụ tạo ra môi
trường plasma cần thiết cho phương pháp phún xạ. Thành phần thứ hai của một hệ
thống phún xạ là đế để giữ mẫu khi được đặt trong buồng. Đế này đôi khi gắn liền
với một hệ thống bên ngoài để kiểm soát nhiệt độ của nó. Khoảng cách giữa các đế
giữ chất nền và bia phún xạ phải được kiểm soát. Thành phần cuối cùng của hệ thống
là bia phún xạ. Bia có thể làm bằng vật liệu bất kỳ.
Hệ thống phải đạt một áp suất thấp (0,5 - 5 Pa) và phải có một điện áp âm cao
hàng kV. Khi khí trơ thổi vào, các ion được gia tốc về phía bia trong một điện trường

42. 29
mạnh. Những ion bắn vào các bia giải phóng nguyên tử hay các cụm nguyên tử. Dưới
tác dụng của điện trường các phần từ này di chuyển đến bề mặt đế và lắng đọng tạo
thành các lớp phủ có thành phần như mong muốn .
a- Sơ đồ hệ thống phún xạ magnetron. b-Sơ đồ cơ chế phún xạ HA
Hình 1.12. Sơ đồ minh họa hệ thống phún xạ magnetron [66]
Nieh và cộng sự đã chế tạo các lớp phủ HA mỏng (chiều dày từ 0,35 - 0,65 µm)
bằng phương pháp phún xạ trên cả hai đế Si và Ti/Si. Tỷ lệ Ca/P trong các lớp phủ thấp
hơn giá trị lý thuyết (Ca/P = 1,67). Các thử nghiệm cho thấy mô đun của lớp phủ là
khoảng 120 GPa và độ cứng khoảng 8 GPa. Các thử nghiệm cào xước đã được thực
hiện và kết quả cho thấy lực liên kết chặt chẽ giữa HA và Ti nhưng liên kết kém giữa
HA và Si. Các phân tích vi cấu trúc và hóa học trên bề mặt phân chia giữa HA và Ti
cho thấy sự hiện diện của Ti và TiO2 trong lớp phủ HA do sự khuếch tán của Ti vào
lớp HA và sự hình thành đồng thời của TiO2 tại lớp trung gian giữa nền Ti và lớp HA.
Tuy nhiên, trên bề mặt lớp phủ có nhiều vết nứt [67]. Dunya Abdulsahib Hamdi và
cộng sự đã khắc phục hiện tượng nứt này bằng cách tạo ra cấu trúc 3 ba lớp
HA/Al2O3/TiO2 trên hợp kim Ti vì các nguyên tử khác nhau tạo ra các liên kết mới
đóng vai trò quan trọng để giảm độ xốp và giảm hình thành vết nứt [51]. Nhược điểm
của phương pháp phún xạ tạo lớp HA là bề mặt vật liệu dễ bị nứt do sự giãn nở nhiệt
của vật liệu nền và lớp phủ khác nhau.
1.2.3.3. Phương pháp điện hóa
a. Phương pháp kết tủa catốt

43. 30
Nguyên tắc của phương pháp là sử dụng các vật liệu bằng kim loại hoặc hợp
kim làm Catốt và điện cực này được nhúng vào bể điện phân với thành phần gồm
Ca2+
và PO4
3-
với pH trong khoảng 4- 6. Quá trình lắng đọng xảy ở catốt tại điện thế
–2V so với điện cực calomen bão hòa với mật độ dòng catốt khoảng 10 mA/cm2
, và
với nhiệt độ xấp xỉ 60 o
C. Chiều dày của lớp HA thay đổi theo thời gian mạ [68, 69].
Gần đây nhất năm 2018, Adrian Nu và cộng sự đã thực hiện thành công tổng hợp HA
bằng phương pháp điện phân màng ngăn. Màng lưỡng cực được sử dụng để giữ các
cation vẫn ở xung quanh cực âm và phản ứng tạo thành HA. Kết quả là hiệu suất hình
thành HA rất cao trong buồng Catốt. HA kết tinh dạng “bông hoa” với kích thước
nano ở mật độ dòng thấp [69].
Ưu điểm của phương pháp kết tủa Catốt này là đơn giản và có thể khống chế được
chiều dày lớp phủ. Tuy nhiên, lớp phủ có độ bền bám dính kém và độ bền cơ học thấp.
b. Phương pháp anốt hóa
Nguyên tắc của phương pháp là sử dụng vật liệu kim loại hoặc hợp kim làm
điện cực anốt. Catốt được làm bằng kim loại trơ Pt. Hệ được đưa vào dung dịch điện
phân chứa các ion Ca2+
và PO4
3-
theo tỉ lệ Ca/P = 1,67 dưới điện áp một chiều. Phương
pháp anốt hóa bao gồm phương pháp anốt hóa thông thường (điện áp thấp vài chục
vôn) và phương pháp anốt hóa plasma (PEO, điện áp cỡ hàng trăm vôn).
Khi sử dụng phương pháp anốt hóa plasma, trên anốt sẽ xảy ra hiện tượng
phóng tia lửa điện tại các điểm dẫn điện tốt. Tại đây nhiệt độ có thể lên tới 103
- 104
độ kenvin làm cho kim loại bị ôxy hóa, các ôxit tạo thành bị nóng chảy tạo thành một
lớp oxit có chiều dày khoảng 1-2 μm có độ xốp cao. Lớp oxit này có điện trở cao khi
bị nguội và đóng rắn, làm cho hiện tượng phóng tia lửa điện chuyển sang điểm có
điện trở nhỏ hơn. Sau khi anốt hóa sẽ tạo thành khối oxit có độ xốp cao. Tại các mao
quản của khối xốp này sẽ xảy ra hiện tượng hấp thụ các ion Ca2+
và PO4
3-
. Quá trình
hình thành các tinh thể HA phụ thuộc vào số lượng các mầm tinh thể trong khi phóng
tia lửa điện và sự khuếch tán của các ion Ca2+
và PO4
3-
[70].
Phương pháp anốt hóa plasma tạo ra lớp ceramic đa chức năng trên bề mặt các
kim loại nhẹ như Al, Ti, Mg và các hợp kim của nó và được tiến hành trong môi
trường kiềm. Đặc trưng nhất của phương pháp PEO là phóng điện plasma diễn ra ở

44. 31
bề mặt phân cách giữa kim loại và dung dịch chất điện li khi áp một điện thế vượt
quá điểm tới hạn [70, 71].
Đối với các ứng dụng y sinh, phương pháp anốt hóa plasma được sử dụng để
tạo ra lớp oxit TiO2 trung gian có chiều dày lớn, độ bền bám dính với nền Ti rất tốt,
có khả năng chống ăn mòn, mài mòn cao. Sau đó, người ta phủ một lớp HA lên trên
lớp oxit trung gian này để tăng độ bền bám dính của lớp HA [72, 73].
Hình 1.13. Sơ đồ phương pháp anốt hóa plasma
Phương pháp anốt hóa có ưu điểm là khả năng hình thành lớp phủ đồng đều
trên bề mặt và dễ thực hiện. Thêm vào đó, quá trình anốt hóa có thể tiến hành ở nhiệt
độ phòng và hình thái học của lớp phủ có thể dễ dàng điều chỉnh bằng cách thay đổi
thế điện hóa và nồng độ chất điện li. Tuy nhiên, nhiệt độ của dung dịch chất điện ly
sau quá trình anốt hóa khá cao do đó cần phải thiết kế hệ thống làm mát để bảo đảm
an toàn.
1.2.3.4. Phương pháp điện di
Điện di là hiện tượng dịch chuyển của các vật thể mang điện tích dưới tác động
của điện trường trong các dung môi (như etanol, dung môi hữu cơ…). Sự dịch chuyển
này do thành phần lực điện trong lực Lorentz. Kết tủa bằng phương pháp điện di được
chia làm hai loại:
Kết tủa điện di catốt: Khi các hạt trong dung dịch huyền phù tích điện dương,
quá trình kết tủa diễn ra trên catốt gọi là kết tủa điện di catốt.

45. 32
Kết tủa điện di anốt: Khi các hạt trong dung dịch huyền phù tích điện âm quá
trình kết tủa diễn ra trên anốt gọi là kết tủa điện di anốt.
Hình 1.14. Sơ đồ mô tả quá trình kết tủa bằng phương pháp điện di[74]
Ưu điểm của phương pháp là: Có thể tiến hành trên các bề mặt có hình dạng
bất kì, quá trình diễn ra nhanh, thiết bị đơn giản và tạo ra lớp phủ có độ bền bám dính
và đồng đều cao. Do sự đơn giản và chi phí thấp cũng như khả năng tạo ra lớp phủ
trên các bề mặt phức tạp, phương pháp kết tủa điện di được sử dụng để tổng hợp lớp
phủ Ca-P trên các vật liệu nền trong ứng dụng cấy ghép với kích thước hạt sub-micro.
Nhược điểm của phương pháp kết tủa điện di là cần sử dụng điện thế lớn để
có thể đưa các hạt ở dạng huyền phù lên bề mặt kim loại nền.
1.2.3.5. Phương pháp ngâm y sinh
Hình 1.15. Sơ đồ của phương pháp ngâm y sinh [75]

46. 33
Lớp phủ HA trên nền hợp kim titan được điều chế bằng cách ngâm titan vào
dung dịch giả dịch thể người (SBF) với điều kiện pH khoảng 7,3-7,4 và nhiệt độ 370
C
[76]. Lớp HA sẽ được lắng đọng trên nền hợp kim titan tuy nhiên lớp phủ không đồng
nhất và có thể không che phủ hết nền kim loại. Ngoài ra, lớp phủ HA thu được bằng
phương pháp này có độ bền bám dính kém và tiêu tốn nhiều thời gian.
1.2.3.6. Phương pháp sol-gel
Quá trình sol - gel là một quá trình liên quan đến hóa lý với sự chuyển đổi của
một hệ thống từ các phần tử tiền chất huyền phù dạng keo rắn (precursor) thành pha
lỏng dạng sol (solution) sau đó tạo thành pha rắn dạng gel (gelation) theo mô hình:
Tiền chất - sol - gel [77].
Tiền chất (precursor) là những phần tử ban đầu để tạo những hạt keo. Các
precursor có thể là muối vô cơ hoặc hữu cơ có công thức chung là M(OR)x.
Sol là hệ huyền phù trong một dung môi. Các hạt huyền phù có kích thước
trong khoảng 1-100 nm. Lực hấp dẫn trên các hạt này là không đáng kể và tương tác
giữa các hạt được chi phối bởi lực van der van. Sự ổn định của các hạt huyền phù có
thể thay đổi bằng cách giảm điện tích bề mặt của chúng.
Gel là trạng thái mà chất lỏng và rắn phân tán vào nhau trong đó một mạng
lưới chất rắn chứa các thành phần chất lỏng kết dính. Tăng nồng độ dung dịch, thay
đổi độ pH hoặc tăng nhiệt độ sẽ hạ hàng rào cản tĩnh điện cho các hạt tương tác để
các hạt kết tụ với nhau và tạo thành gel.
Tất cả các quá trình sol-gel có thể được phân thành 2 loại là loại trên cơ sở
nước hoặc trên cơ sở cồn. Mục đích chính của các dung môi là để hòa tan các tiền
chất rắn. Các dung môi này cũng được sử dụng để pha loãng tiền chất lỏng và giảm
thiểu tác động của gradient nồng độ. Dung môi sử dụng có thể ảnh hưởng đến các
yếu tố như nhiệt độ kết tinh và hình thái của hạt. Các phản ứng hóa học tham gia vào
một quá trình sol-gel là thủy phân và polyme hóa.
Phương pháp sol- gel thường bắt đầu với sự pha trộn của tiền chất trong một
dung môi. Sau đó, hỗn hợp này được ủ nhiệt (< 100 o
C) để thúc đẩy sự hình thành
của các hợp chất mong muốn cũng như loại bỏ các tạp chất (thường là các dung môi
dư thừa). Đó là một giai đoạn cần thiết trong quá trình sol-gel gọi là giai đoạn phát
triển mầm (aging time). Tiếp theo đó, gel được sấy khô và nung ở nhiệt độ cao để
loại bỏ hết tạp chất và hình thành hợp chất mong muốn với độ tinh khiết cao [78].