Abstract A simulated body fluid (SBF) with ion concentrations approximately equal to those of human blood plasma has been used widely for in vitro assessment of the bioactivity of artificial materials and for the formation of bone‐like apatite on various substrates. The ion concentrations of a conventional SBF (c‐SBF) are, however, not exactly equal to those of blood plasma. In the present study, a revision of c‐SBF was made to prepare new SBFs (r‐SBF, i‐SBF, and m‐SBF) with ion concentrations equal to or closer to those of blood plasma. The ion concentrations of the r‐SBF and i‐SBF were designed to be equal to those of blood plasma in total and dissociated amounts, respectively. The m‐SBF was designed to have a total ion concentration equal to that of blood plasma, except for the concentration of HCO , which was set to the saturated level with respect to calcite. The ion concentrations and pH of the as‐prepared new SBFs were found to be equal to those of the nominal values. Upon sealed storage, the r‐SBF and i‐SBF showed no change in ion concentrations for up to 4 weeks at 5°C, and up to 2 weeks at 36.5°C, but thereafter they showed a decrease in HCO concentration and an increase in pH. Under the same storage conditions, the c‐SBF and m‐SBF showed no change in ion concentrations and pH values over a period of up to 8 weeks. These results indicate that the r‐SBF and i‐SBF are less stable than the c‐SBF and m‐SBF in terms of changes in ion concentrations relative to storage period. The m‐SBF is optimal for in vitro bioactivity assessment of artificial materials and for biomimetic production of bone‐like apatite. © 2003 Wiley Periodicals, Inc. J Biomed Mater Res 65A: 188–195, 2003

A simple chemical method was established for inducing bioactivity of Ti and its alloys. When pure Ti, Ti-6Al-4V, Ti-6Al-2Nb-Ta, and Ti-15Mo-5Zr-3Al substrates were treated with 10M NaOH aqueous solution and subsequently heat-treated at 600°C, a thin sodium titanate layer was formed on their surfaces. Thus, treated substrates formed a dense and uniform bonelike apatite layer on their surfaces in simulated body fluid (SBF) with ion concentrations nearly equal to those of human blood plasma. This indicates that the alkali- and heat-treated metals bond to living bone through the bonelike apatite layer formed on their surfaces in the body. The apatite formation on the surfaces of Ti and its alloys was assumed to be induced by a hydrated titania which was formed by an ion exchange of the alkali ion in the alkali titanate layer and the hydronium ion in SBF. The resultant surface structure changed gradually from the outermost apatite layer to the inner Ti and its alloys through a hydrated titania and titanium oxide layers. This provides not only the strong bonding of the apatite layer to the substrates but also a uniform gradient of stress transfer from bone to the implants. The present chemical surface modification is therefore expected to allow the use the bioactive Ti and its alloys as artificial bones even under load-bearing conditons. © 1996 John Wiley & Sons, Inc.

It has been shown for various types of glasses and glass-ceramics that the essential condition for them to bond to living bone is the formation of an apatite layer on their surfaces in the body. CaO,SiO2-based glasses formed the surface apatite layer in a simulated body fluid, whereas CaO,P2O5-based glasses did not form it. This means that the rate of the apatite nucleation on the surfaces of the former glasses is much higher than that of the latter glasses. The increase in the degree of the supersaturation of the surrounding fluid with respect to the apatite due to dissolution of the calcium ion from the CaO,SiO2-based glasses was almost equal to that due to dissolution of the phosphate ion from the CaO,P2O5-based glasses. The high rate of the apatite nucleation on the surface of the former glasses is therefore attributed to the lower interface energy between the apatite and the glass surfaces. The CaO,SiO2-based glasses form a silica hydrogel on their surfaces prior to formation of the apatite layer. This means that the hydrated silica provides specific favorable sites for the apatite nucleation.

Abstract Glass‐ceramic A‐W, containing crystalline apatite and wollastonite in a MgOCaOSiO 2 glassy matrix shows high bioactivity as well as high mechanical strength, but other ceramics containing the same kinds of crystalline phases in different glassy matrices do not show the same bioactivity. In order to investigate the bone‐bonding mechanism of this type of glass‐ceramic, surface structural changes of the glass‐ceramics after exposure to simulated body fluid were analyzed with various techniques. A solution with ion concentrations which are almost equal to those of the human blood plasma was used as the simulated body fluid, instead of Tris‐buffer solution hitherto used. For analyzing the surface structural changes, thin‐film x‐ray diffraction was used in addition to conventional techniques. It was found that a bioactive glass‐ceramic forms a Ca, P‐rich layer on its surface in the fluid but nonbioactive ones do not, and that the Ca, P‐rich layer consists of carbonate‐containing hydroxyapatite of small crystallites and/or defective structure. These findings were common to those of Bioglass‐type glasses. So, we conclude that the essential condition for glass and glass‐ceramic to bond to bone is the formation of the surface apatite layer in the body environment but it is not essential to contain apatite within the material. Bioactivity of glass and glass‐ceramic can be evaluated in vitro by examining the formation of the surface apatite layer in the simulated body fluid described above.

Selective laser melting (SLM) is an additive manufacturing technique with the ability to produce metallic scaffolds with accurately controlled pore size, porosity, and interconnectivity for orthopedic applications. However, the optimal pore structure of porous titanium manufactured by SLM remains unclear. In this study, we evaluated the effect of pore size with constant porosity on in vivo bone ingrowth in rabbits into porous titanium implants manufactured by SLM. Three porous titanium implants (with an intended porosity of 65% and pore sizes of 300, 600, and 900 μm, designated the P300, P600, and P900 implants, respectively) were manufactured by SLM. A diamond lattice was adapted as the basic structure. Their porous structures were evaluated and verified using microfocus X-ray computed tomography. Their bone–implant fixation ability was evaluated by their implantation as porous-surfaced titanium plates into the cortical bone of the rabbit tibia. Bone ingrowth was evaluated by their implantation as cylindrical porous titanium implants into the cancellous bone of the rabbit femur for 2, 4, and 8 weeks. The average pore sizes of the P300, P600, and P900 implants were 309, 632, and 956 μm, respectively. The P600 implant demonstrated a significantly higher fixation ability at 2 weeks than the other implants. After 4 weeks, all models had sufficiently high fixation ability in a detaching test. Bone ingrowth into the P300 implant was lower than into the other implants at 4 weeks. Because of its appropriate mechanical strength, high fixation ability, and rapid bone ingrowth, our results indicate that the pore structure of the P600 implant is a suitable porous structure for orthopedic implants manufactured by SLM.

Titania with specific structures of anatase and rutile was found to induce apatite formation in vitro. In this study, anodic oxidation in H2SO4 solution, which could form anatase and rutile on titanium metal surface by conditioning the process, was employed to modify the structure and bioactivity of biomedical titanium. After the titanium metal was subjected to anodic oxidation treatment, thin film X-ray diffraction and scanning electron microscopy results showed the titanium metals surfaces were covered by porous titania of anatase and/or rutile. In simulated body fluid (SBF), the titanium anodically oxidized under the conditions with spark-discharge could induce apatite formation on its surface. The induction period of apatite formation was decreased with increasing amount of either anatase or rutile by conditioning the anodic oxidation. After the titanium metal, anodically oxidized under the conditions without spark-discharge, was subjected to heat treatment at 600°C for 1 h, it could also induce apatite formation in SBF because the amount of anatase and/or rutile was increased by the heat treatment. Our results showed that induction of apatite-forming ability on titanium metal could be attained by anodic oxidation conjoined with heat treatment. So it was believed that anodic oxidation in H2SO4 solution was an effective way to prepare bioactive titanium.

Abstract Pure soluble silica prepared by a sol‐gel method induced bone‐like hydroxyapatite formation onto its surface when the silica was immersed in a simulated body fluid (SBF), whereas silica glass and quartz did not. This finding directly supports the hypothesis that hydrated silica plays an important role in biologically active hydroxyapatite formation on the surfaces of bioactive glasses and glass‐ceramics, which leads to bone‐bonding. Gel‐derived titania is also a hydroxyapatite inducer because of its abundant TiOH groups. These results provide further insight into the unique osseointegration of titanium and its alloys. It is suspected that gel‐derived titania develops an apatite layer by taking calcium and phosphate from the body fluid, thus producing bonebonding. Although sufficient AlOH groups may remain in the alumina gel, they do not serve to initiate apatite generation when immersed in SBF. This phenomenon explains the fact that an intermediate fibrous tissue is usually found to separate the alumina implant from bone. One may infer that both abundant OH groups and negatively charged surfaces of gel‐derived silica and titania are important for hydroxyapatite induction. Material which possesses and / or develops both a negatively charged surface and abundant OH groups in a physiologically‐related fluid is most likely to be an efficient apatite inducer. Such materials are suitable candidates to serve as bone‐bonding biomaterials. © 1994 John Wiley & Sons, Inc.

Generally, artificial materials implanted into bone defects are encapsulated by a fibrous tissue isolating them from the surrounding bone. Only limited kinds of ceramics are known to bond to living bone without forming the fibrous tissue, and already they are being used clinically as important artificial bones. However, they cannot be used under highly loaded conditions, since their fracture toughnesses are not so high as that of human cortical bone. The present study shows that even pure titanium metal and its alloys can bond to living bone, if their surfaces are pre‐treated with alkali hydroxide solutions. Thus‐treated metals are believed to be useful as artificial bones even under highly loaded conditions because of their high bone‐bonding ability as well as high fracture toughness.

General principles governing the bioactivity of glass-ceramics are discussed on the basis of surface chemical studies of glass-ceramic A–W containing crystalline apatite and wollastonite, and related materials. The apatite phase in the glass-ceramics did not play an important role in forming chemical bond of the glass-ceramic to the bone. An apatite layer formed on the surface of the glass-ceramic in vivo was responsible for the bonding of the glass-ceramic to the bone. It was shown that a chemical bond between apatite crystals in the body environment can give a fairly strong bond. The surface apatite layer was shown to be formed by a chemical reaction of calcium and silicate ions dissolved from the glass-ceramic with the surrounding body fluid. A P2O5-free CaO·SiO2 glass also formed the surface apatite and bonded to the bone. The same type of apatite layer as the surface apatite was formed even on the surfaces of various kinds of ceramics, metals and polymers, when they were placed near a glass dissolving the calcium and silicate ions in a simulated body fluid. These results show that bioactive materials having various functions can be obtained using glasses and glass-ceramics based on the simple components of CaO and SiO2.

It has been confirmed that the essential condition for glasses and glass‐ceramics to bond to living bone is the formation of an apatite layer on their surfaces in the body. It has been proposed that a hydrated silica formed on the surfaces of these materials in the body plays an important role in forming the surface apatite layer, but this has not yet been proved. In the present study, it is shown experimentally that a pure hydrated silica gel can induce apatite formation on its surface in a simulated body fluid when its starting pH is increased from 7.2 to 7.4.