Material Curs Introduce Re Biomateriale

SCURT ISTORIC

Oamenii au încercat din cele mai vechi timpuri să utilizeze diverse

materiale şi dispozitive din necesitatea de a alina durerea şi de a corecta unele

deformaţii ale corpului omenesc. Considerând cunoaşterea trecutului o bază

pentru descoperirile viitoare, în acest capitol va fi realizată o prezentare a

istoricului utilizării biomaterialelor şi dispozitivelor medicale.

Omul primitiv a fost probabil primul care a realizat amputarea degetelor şi

membrelor, sau înlocuirea dinţilor pierduţi, deşi nu se poate vorbi de o anumită

“tehnică”.

În America Latină a fost descoperit un craniu, datând din perioada precolumbiană,

care avea unul din dinţi înlocuit cu o piatră prelucrată, asemănătoare ca formă cu dintele

pierdut şi care era acoperită cu aceeaşi cantitate de tartru ca şi ceilalţi dinţi.

După cum menţionează un papirus găsit în

1862 de Edwin Smith şi presupus a fi scris de

Imhotep, o mare personalitate a acelor timpuri,

vechii egipteni au studiat dislocarea mandibulei,

tratamentul fracturilor claviculei şi a fracturilor

altor oase. De asemenea, pe mumii egiptene au

fost descoperiţi dinţi din aur şi fildeş, fixaţi de

dinţii vecini cu sârmă din aur, sau portiuni de os

din lemn.

Primul care a recomandat transplantarea

dinţilor, se presupune că a fost Spaniard

Alabucasim, în jurul anilor 1100 î.e.n., sugerând

că aceasta era o tehnică acceptabilă pentru

înlocuirea dinţilor absenţi.

Figura 1.1. Deget din lemn

descoperit la o mumie

egipteană.

Fracturile membrelor au fost studiate si de către arabi, Abu Massur

Muwaffak menţionând pentru prima dată operaţiile de cerclaj al fracturilor. La

rândul lor, aztecii fixau pseudoartrozele diafizare cu lemn răşinos introdus în

1

canalul medular.

Vechii greci au avut şi ei

preocupări similare, Hippocrates (400

e.n.) descriind un dispozitiv de fixare

extern utilizat pentru fixarea unei tibii

rupte (figura 1.2.), făcut dintr-o

manşetă de piele, legata cu patru

beţe din lemn de corn, înfăşurată în

jurul gleznei şi tibiei rupte. Figura 1.2. Dispozitiv de fixare extern

(Hippocrates)

În timpul perioadei greco-romane au fost realizate diferite proteze

artificiale externe, cum ar fi picioare de lemn sau mâini de fier, aşa cum au

consemnat Seramus Ruphus din Efes sau Antyllus.

În secolul XVI, preocupările în domeniu au urmărit în special satisfacerea

unor criterii estetice. Personalitatea marcantă a vremii a fost francezul Ambroise

Paré (1510-1590), cunoscut ca părintele chirurgiei moderne. Acesta a utilizat

implanturile dentare şi a realizat ochi artificiali din aur şi argint, precum şi

membre artificiale sau degete din fier.

Prima menţionare referitoare la implantarea de metale pentru repararea

unei fisuri a cavităţii bucale cu o placă de aur îi aparţine lui Petronius, în 1565.

După 100 de ani, Hieronimus Fabricius descrie utilizarea sârmelor din fier şi

bronz pentru cusături. În 1775, sunt menţionate certurile apărute între doi chirurgi

cunoscuţi în acea perioadă, Pujol şi Icart, cu privire la utilitatea fixării interne a

fracturilor. Primul se împotrivea acestei fixări, pe când Icart utiliza sârme de

alamă pentru fixarea fracturilor osoase. În ciuda faptului că a avut unele

probleme, datorate apariţiei infecţiilor, metoda propusă de Icart a fost utilizată

ulterior cu bune rezultate şi de unii chirurgi din perioada modernă.

Primele implante dentare endoosoase, din aur, au fost descrise de

Maggiolo, în 1809, în tratatul „Manual de artă dentară”.

Până în secolul XIX nu s-au înregistrat progrese majore în domeniu. În

1829 H.S. Levert (U.S.A.) realizează primul studiu despre utilizarea materialelor

de implant în experimente pe animale. El implantează în câini sârme din diferite

2

materiale (aur, argint, plumb şi platină), observând că cel mai puţin “interesată”

de coroziune este platina.

Introducerea de către Lister a tehnicii operatorii aseptice, în 1860, a

revoluţionat chirurgia. Astfel, majoritatea specialiştilor apreciază că rata

mortalităţii datorită infecţiilor chirurgicale a scăzut de la 50% la 3%, datorită

acestui pionier al descoperirilor ştiinţifice în domeniu.

În Germania, E.Gurlt descrie în 1862 unele tehnici de reducere deschisă şi

de fixare internă pentru stabilizarea fracturilor intra-articulare, utilizând şuruburi,

cuie şi sârme, iar H.Hausmann menţionează în 1886 utilizarea plăcilor şi

şuruburilor din tablă de oţel necălit pentru fixarea fracturilor.

Weiser este cel care utilizează pentru prima oară porţelanul, în 1885, la

realizarea implanturilor dentare, iar Lewis implantează în 1888 un dispozitiv

dentar din platină pe care aplică o coroană din porţelan. Preocupări în domeniul

implanturilor dentare au mai avut Perry (1888) şi Znansenski (1891), care au

propus utilizarea ca materiale de implant a cauciucului sau fildeşului, dar o

contribuţie majoră a adus Hartmann (1891), care a propus pentru prima dată

înlocuirea a mai mult de un singur dinte şi a propus ca proteza să fie fixată la

rădăcini dentare implantate prin intermediul şurubului.

Însă abia în secolul XX s-au precizat regulile precise ale tratamentului

chirurgical al fracturilor cu ajutorul dispozitivelor medicale. În 1907 A. Lambotte

(Belgia) defineşte osteosinteza: “scopul meu este mai ales studiul suturii osoase,

sau pentru a vorbi mai exact, osteosinteza”. El practică fixarea internă cu plăci şi

cleme externe şi publică în 1913 lucrarea „Tratamentul operativ al fracturilor”, în

care elucidează principiile funcţionale ale fixării interne a fracturilor intra-

articulare (figura 1.3.).

3

Figura 1.3. Metode de fixare a fracturilor, A.Lambotte

4

Englezul W.Lane descoperă

(1912-1914) tehnica implantării “no

touch” (fără atingere), care reduce

rata infecţiilor şi oferă posibilitatea

observării fisurilor provocate de

coroziunea rapidă a implantelor

metalice în urma interacţiunii metal-

ţesut. Asupra acestui proces sunt

efectuate cercetări şi de către

Shermann, care studiază 55 de plăci

Lane, observând integritatea

mecanică a plăcilor din oţel cu

vanadiu, extrase de la pacienţi după

30 de ani (figura 1.4.).

Figura 1.4. Imagini ale unor „plăci Lane”

studiate de către Shermann

După 1920 asistăm la o veritabilă explozie ştiinţifică dedicată cercetării

aliajelor pe bază de fier, respectiv a oţelurilor. Un pas important în chirurgia

ortopedică modernă a fost introducerea în 1926 a oţelului inoxidabil Cr-Ni tip 18-

8, care s-a dovedit a fi mai rezistent la coroziune în mediul uman decât oţelul cu

vanadiu utilizat de Shermann. Mai târziu, în 1926, în compoziţia chimică a

acestui oţel s-au adăugat câteva procente de molibden, pentru creşterea

rezistenţei la coroziune. Acest aliaj poate fi considerat precursorul oţelului

5

inoxidabil Cr-Ni-Mo utilizat astăzi în mod curent la execuţia implantelor

ortopedice.

Încă din 1938, când fraţii Strock au descris şi experimentat implanturile

dentare de tip şurub din “vitallium”, un aliaj pe bază de cobalt (aliaj tip Co-Cr),

acesta a devenit un biomaterial metalic de bază cu utilizări şi în ortopedie.

Cercetările lui Venable şi Stuck menţionează că vitallium-ul este complet inert în

organism şi provoacă o distrugere minimă a osului în jurul implantului.

Primul care utilizează sticla ca material de implant este englezul Murphy,

în 1937, pentru obturarea cavităţilor de pe suprafeţele labiale ale dinţilor frontali.

Din 1939, J.C.Burch şi H.M.Carney introduc tantalul în familia

biomaterialelor.

În 1947 au fost introduse în practica ortopedică primele implante din titan,

Maurice Down fiind cel care l-a utilizat sub formă de plăci şi şuruburi. Tot în acel

an, sunt stabilite standardele pentru materialele de implant utilizate la execuţia

plăcilor şi şuruburilor pentru osteosinteză: vitallium (aliaj Co-Cr), oţel inoxidabil

Cr-Ni-Mo şi tantal pur.

În 1950 conţinutul de carbon din oţelul inoxidabil Cr-Ni-Mo tip 316 a fost

redus de la 0,08 %C la 0,03 %C, pentru asigurarea unei mai bune rezistenţe la

coroziune, apărând astfel oţelul inoxidabil Cr-Ni-Mo tip 316L.

Referitor la implantele cardiovasculare, trebuie menţionat faptul că prima

înlocuire a unui vas de sânge a fost efectuată cu succes de către Voorkees

(1852), că prima valvă comercială de inimă a fost realizată de Starr şi Edwards

(1960) şi că prima inimă artificială a fost introdusă în corpul uman de către

chirurgul W.J.Kolff în anii ’70.

Legătura între teoria deformării plastice, proprietăţile geometrice şi

elastice, şi cea a dislocării în matricea cristalelor a fost rezumată de Cottrell, în

jurul anilor 1950. Tot în această perioadă au fost elaborate primele teorii privind

utilizarea tehnicilor de microscopie electronică pentru analiza microstructurii

biomaterialelor şi a transformărilor posibile în microstructură la nivel atomic.

În perioada 1950-1970 mai mulţi cercetători s-au ocupat cu studiul

formelor de utilizare a materialelor de implant şi problemelor impuse de acestea,

6

realizându-se diverse tipuri de implante şi proteze. Dintre aceştia, cel mai

reprezentativ este englezul J.Charnley, cunoscut drept inventatorul endoprotezei

totale de şold, al cimentului osos de natură polimerică utilizat pentru fixarea

protezelor şi a tehnicii chirurgicale de implantare a acestora. Tot Charnley este

primul care utilizează teflonul, apoi polietilena de înaltă densitate UHWPE, pentru

execuţia cupei acetabulare din cadrul endoprotezei totale de şold, inventând

conceptul metal-plastic în endoprotezarea.

Problema implantelor dentare a fost readusă în atenţia specialiştilor, după

1960, îndeosebi datorită eforturilor Şcolii din Göteborg, formate şi condusă de

J.Bränemark. Adunarea unui număr impresionant de date, în urma unor cercetări

experimentale şi studii clinice asupra diferitelor implante dentare, precum şi

dezvoltarea conceptului de osteointegrare, au fost principalele contribuţii ale

acestei şcoli. Evoluţia în timp a diferitelor tipuri de implante dentare este

prezentată în tabelul 1.1.

În ultimii 25 de ani progresul rapid al descoperirilor privind biomaterialelor

şi implantelor a fost posibil doar prin strânsa colaborare dintre medici, biologi şi

ingineri. Un rol important l-au avut cercetările Institutului Straumann din Elveţia,

orientate spre găsirea unor metode şi tehnici de implantare a implantelor

dentare, cât mai puţin nocive pentru corpul uman, şi a unor noi biomateriale.

Un pas deosebit în progresul implantelor ortopedice a fost făcut prin

crearea grupului AO-ASIF, în Elveţia. Acesta introduce în 1958 un set de noi

implante ortopedice, împreună cu instrumentarul aferent, realizate din oţel

inoxidabil austenitic de tip Cr-Ni-Mo. Grupul publică în 1965 monografia “Tehnica

fixării interne în fracturi”, susţinând teoria compactării interne în chirurgia

fracturilor. Cercetările lor au adus idei noi pentru obţinerea proprietăţilor

mecanice optime necesare biomaterialelor utilizate la execuţia diferitelor

implante.

Tabel 1.1. Istoricul evoluţiei implantelor dentare

An Eveniment Nume

1875 Primul implant dentar sterilizat Younger

7

1885 Primul implant din porţelan Weiser

1888 Prima utilizare a platinei ca material de implant Lewis

1891 Primul implant tip şurub Hartmann

1937 Primul implant subperiostal total Muller

1938 Primul implant şurub lamă din vitallium Fraţii Strock

‘60 - Implant Bränemark (tip şurub, din titan)

- Introducerea noţiunii de osteointegrare

Bränemark

1967 Implant lamă din titan Linkow

1970 Implant cu lamă dublă Herkovits

1973 Prima utilizare a aluminei şi a zirconiei Sandhaus

1974 Implant ac tip tripod Scialom

1974 Implant ac tip nail road Pruin

‘80 Implant I.M.Z. Koch

‘80 Implant Tübingen Schulte

‘80 Implant tip „ştift ancorat” Brinkermann

Un moment foarte important pentru dezvoltarea cercetării în domeniu l-a

constituit formarea în 1962 a comitetului A.S.T.M. F04, care se ocupă cu

elaborarea standardelor referitoare la „Materiale şi dispozitive chirurgicale sau

medicale”. Comitetul F04, constituit din aproximativ 650 de persoane, a elaborat

în jur de 165 de standarde, şi continuă să aibă un rol important în toate aspectele

referitoare la biomateriale, dispozitive ortopedice, testarea biomaterialelor,

ingineria ţesuturilor şi instrumentarul chirurgical.

În ţara noastră, preocupările în domeniul biomaterialelor şi implantelor se

apropie de patru decenii. Primele intervenţii asupra aparatului locomotor datează

încă din perioada de pionierat mondial în domeniu (anii ’50), când prestigioase

colective de chirurgi, conduse de acad.prof.dr.doc.med. Alexandru Rădulescu,

prof.dr.doc.med. Clement Baciu sau prof.dr.med. Dumitru Pintilie au realizat şi

implementat primele dispozitive medicale metalice ortopedice.

În 1955, au fost realizate primele implante dentare, de către prof. Valerian

Popescu, în Clinica de Chirurgie Buco-Maxilo-Facială din Bucureşti. Ele au fost

8

realizate din oţeluri inoxidabile tip swedion sau wissil, şi au avut în general

rezultate modeste datorită suprainfectării osului în timp. Primele implante dentare

tip şurub şi tip lamă, de concepţie proprie, au fost realizate la noi de către dr.

medic Ovidiu Mărginenu, care a realizat totodată şi prima trusă de instrumente

necesară implantării acestora.

În ultimii ani, problema cercetării biomaterialelor şi dispozitivelor medicale

revine în actualitate. În ciuda numeroaselor neajunsuri, cum ar fi lipsa

implantelor, a instrumentarului necesar sau a cursurilor de specialitate, există

unele rezultate care ne îndreptăţesc să sperăm în mai bine, cum ar fi brevetarea

primelor implante dentare de tip şurub din titan pur româneşti, existenţa unor

brevete interne şi internaţionale referitoare la dispozitive ortopedice şi tehnici de

fixare pentru stabilizarea fracturilor sau introducerea unor cursuri specifice din

domeniul biomaterialelor şi dispozitivelor medicale la diferite facultăţi de profil

tehnic sau medical.

DEFINIŢII ŞI CLASIFICĂRI

9

ermenul de biomaterial a fost utilizat pentru prima dată la o conferinţă

organizată de Universitatea Clemson, S.U.A., când a fost definit ca „o

substanţă inertă din punct de vedere sistemic şi farmaceutic, destinată

pentru implantare sau incorporare în sistemele vii”.

TTDe atunci, au fost date diferite definiţii termenului de biomaterial, de către

diverşi specialişti, dar până în prezent nu se poate spune că una din definiţii este

perfectă, unanim recunoscută şi acceptată. Una dintre definiţiile acceptate de

mulţi este aceea dată de Black (1992): „un material ne-viu utilizat într-un

dispozitiv medical, în vederea interacţiunii cu sistemele biologice”. De asemenea,

Bruck (1980) defineşte un biomaterial drept “un material sintetic sau de origine

naturală, în contact cu ţesuturile, sângele şi fluidele biologice, utilizat pentru

reconstrucţie, diagnosticare şi terapie, fără a genera reacţii adverse care să

afecteze organismele vii sau componentele acestora”.

Wiliams (1987) susţine că „un biomaterial este o substanţă, alta decât

medicamentele, sau o combinaţie de substanţe sintetice sau naturale, utilizate

pentru diferite perioade de timp, în vederea tratării sau înlocuirii unui ţesut, organ

sau funcţii umane”.

Pentru înţelegerea corectă a termenului de biomaterial, trebuiesc făcute

unele precizări. Astfel, spre deosebire de biomateriale, un material biologic este

un material produs de sistemul biologic, cum ar fi pielea. De asemenea,

materialele artificiale care sunt doar în contact cu pielea, cum ar fi materialele ce

sunt utilizate la realizarea protezelor artificiale ale membrelor, nu sunt

considerate biomateriale deoarece pielea funcţionează ca o barieră între mediul

uman şi mediul exterior.

Biocompatibilitatea este un concept complex care ia în considerare toate

procesele care au loc la interacţiunea dintre biomaterial şi un organism viu. Prin

biocompatibilitate se înţelege proprietatea unui material de a fi compatibil cu

organismele vii, adică de a fi acceptat de o manieră definitivă de către organism

fără a genera reacţii adverse şi fără a se deteriora chimic sau mecanic.

Interacţiunea dintre implant şi ţesuturile înconjurătoare nu are voie să inducă,

prin coroziune sau degradare, liza osoasă la nivelul suprafeţei, modificări

10

secundare în organism sau o instabilitate de orice natură a implantului. Un rol

determinant îl au procesele fizico-mecanice, chimice, biologice şi cele specifice

de suprafaţă.

Corpul uman reprezintă un mediu foarte agresiv din punct de vedere al

coroziunii pentru materialele utilizate la fabricarea implantelor, deoarece fluidul

tisular din corpul uman conţine apă, oxigen dizolvat, proteine şi diferiţi ioni. Chiar

la minime concentraţii din majoritatea elementelor detaşate corpul uman are o

slabă toleranţă.

O clasificare a biomaterialelor se poate face pe criterii structurale, după

clase de materiale utilizate: metalice, ceramice, polimerice, compozite şi de

origine naturală. Acestea, la rândul lor, se împart în mai multe categorii, conform

tabelului 2.1.

Biomaterialele metalice reprezintă cea mai utilizată clasă de materiale

pentru realizarea implantelor, protezelor şi instrumentarului medical, deoarece

prezintă foarte bune proprietăţi mecanice, sunt rezistente la coroziune şi au o

biocompatibilitate acceptabilă.

Materialele metalice utilizate ca materiale de implant sunt cele care pot

forma pe suprafaţa lor filme de pasivitate protectoare, stabile, care “închid”

metalele faţă de mediul corosiv. Capacitatea de a forma filme protectoare se

numeşte pasivizare, iar starea de rezistenţă ridicată la coroziune se defineşte ca

pasivitate. Dintre aliajele pasivabile, cele mai utilizate sunt oţelurile inoxidabile

austenitice Cr-Ni-Mo, care conţin între 17-20 %crom şi 10-14% nichel, la care se

adaugă molibden.

O altă mare grupă de aliaje utilizate la realizarea implantelor şi protezelor

sunt aliajele Co-Cr sau stellite-le. Acestea sunt aliaje pe bază de cobalt care au

cromul ca element de bază, iar ca elemente da aliere pot apare molibden, nichel,

titanwolframul,. Acestea sunt aliaje foarte dure, deci extrem de greu de prelucrat,

dar se utilizează atât în stare turnată, cât şi deformată. Cele mai cunoscute

denumiri comerciale ale aliajelor din această categorie sunt: vitallium, Zimaloy

(tip Co-Cr-Mo), FHS (tip Co-Cr-Mo forjat), Haynes-Stellite (tip Co-Cr-W-Ni),

Protasul, Biophase (tip Co-Ni-Cr-Mo-Ti).

11

Dar materialele metalice cele mai utilizate ca materiale de implant sunt

titanul şi aliajele pe bază de titan. Cel mai cunoscut aliaj pe bază de titan este

aliajul Ti4Al6V, care prezintă caracteristici fizico-mecanice, chimice şi de

biocompatibilitate remarcabile. Totuşi, din dorinţa de a elimina vanadiul din acest

aliaj, pentru că acesta este şi scump şi toxic, a început să fie utilizat cu bune

rezultate şi aliajul de titan Ti4Al2,5Fe, care pe lângă faptul că îndeplineşte

condiţiile impuse materialelor de implant este mai ieftin decât alte aliaje de titan.

Ca materiale de implant mai sunt utilizate metale preţioase şi

semipreţioase, sau aliaje ale acestora, pe bază de argint, platină, zirconiu, niobiu

sau tantal, dar care au în prezent un preţ de cost prea ridicat şi deci sunt departe

de întrebuinţare curentă la realizarea implantelor.

Mai sunt utilizate ca biomateriale, relativ recent, aliajele cu memoria

formei. Aceste aliaje prezintă o proprietate specifică, de a-şi reface cu precizie

dimensiunile originale după deformare plastică dacă au fost încălzite peste o

anume temperatură de trecere, fapt ce le conferă avantajul de a fi utilizate cu

succes la execuţia unor implante de formă complicată şi duce la simplificarea

operaţiei chirurgicale de implantare. Aliajul cu memoria formei care este

reprezentativ şi cu cele mai multe aplicaţii în domeniul dispozitivelor medicale

este aliajul Ni-Ti denumit nitinol. Posibilităţile de întrebuinţare ale acestui aliaj în

domeniul dispozitivelor medicale sunt diverse, şi poate cele mai spectaculoase,

de la implante ortopedice pentru osteosinteză până la filtre cardiovasculare,

utilizate la dizolvarea cheagurilor de sânge, sau implante dentare care iau forma

cavităţilor în care sunt implantate.

Utilizarea materialele ceramice de către om are o lungă istorie, dar au

început să fie folosite ca biomateriale relativ recent, datorită bunelor proprietăţi

de biocompatibilitate conferite de similitudinea dintre elementele constitutive ale

ceramicelor şi cele din care este formată matricea osoasă.

Principala problemă ridicată de implantele realizate din aceste materiale

este slaba lor capacitate de a rezista la solicitările mecanice la care sunt supuse.

De aceea, sunt utilizate cu precădere pentru acoperirea implantelor realizate din

12

materiale metalice, în vederea îmbunătăţirii proprietăţilor de biofuncţionalitate a

implantelor.

Materialele polimerice au aplicaţii multiple în domeniul dispozitivelor

medicale, de la unele banale, cum ar fi tifonul sau vata medicinală, la cele mai

performante, ca de exemplu suturi bioresorbabile, aplicaţii cardiovasculare sau

componente ale unor organe interne artificiale. Ele sunt utilizate cu precădere la

realizarea de implante pentru ţesuturile moi umane, datorită bunelor proprietăţi

de compatibilitate cu celulele sanguine, flexibilităţii şi uşurinţei de a fi realizate în

forme complicate. Actualmente, polimerii şi aplicaţiile diverse ale acestora sunt

printre cele mai studiate datorită proprietăţilor de biodegradare şi bioactivitate,

care ar rezolva multe dintre problemele existente azi în medicină.

Materialele compozite au început să fie studiate din ce în ce mai mult

datorită faptului nici o clasă de materiale nu poate îndeplini în totalitate cerinţele

impuse materialelor de implant, de regulă bunele proprietăţi mecanice ale unora

nefiind asociate cu calităţile de biocompatibilitate ale altora, ceea ce a condus

către încercări de a combina aceste proprietăţi favorabile prin realizarea unor

materiale compozite biocompatibile.

Tabel 2.1. Clase de materiale utilizate ca biomateriale (Muster, 1999)

Clasa de materiale Categorii

Materiale metalice

Metale pure

Aur TitanTantalPlatină

Aliaje

Oţeluri inoxidabile austenitice de tip Cr-Ni-Mo (316, 316L, conform normelorAISI)Aliaje de titan: Ti4Al6V, TiAl2,5FeAliaje de cobalt: Co-Cr-Mo, Co-Cr-W-Ni, Co-Ni-Cr-Mo-TiAliaje cu memoria formei (Ni-Ti)Aliaje preţioase şi semipreţioase (combinaţii de platină, zirconiu, niobiu, tantal, argint)

Materiale ceramice AluminăCarbonul (LTI, ULTI, C vitros)PorţelanulSilicaţi de calciuHidroxiapatită

13

Sticle ceramice: Bioglass, Ceravital, A-W GC

Materiale polimerice

Homopolimeri

PMMA (Polimetacrilat de metil)HEMA (Polihidroxietil metacrilat)PE (Polietilenă)PP (Polipropilenă)PTFE (Politetrafluoretilenă)PVC (Policlorură de vinil)PDMS (Polidimetilsiloxan)Nylon

CopolimeriPGLA (Acid poliglicolic-acid polilactic)Poliuretan

Hidrogeli PHEMA, Poliacrilamide

Materiale compoziteCeramice depuse pe metalePolimeri ranforsaţi cu fibre

Materiale naturale(de origine naturală)

Colagen, ţesuturi de origine animală

Un fapt este evident, şi anume că studiul biomaterialelor nu poate fi

complet fără a fi luate în considerare formele de utilizare ale acestora, definite

generic dispozitive medicale. Termenul de dispozitiv medical este derivat din

varianta în limba engleză „medical device”, şi care se poate defini astfel: „un

instrument, aparat, unealtă, maşină sau alte articole similare, incluzând orice

componentă, parte sau accesoriu, care se intenţionează a fi utilizată la

diagnosticarea, tratamentul sau prevenirea bolilor, în om sau animale, în vederea

acţionării directe cu corpul uman, care nu sunt metabolizate pentru atingerea

scopului”.

După cum se observă, termenul de dispozitiv medical include aproape

toate formele de utilizare ale biomaterialelor. Exemple de implante şi proteze,

care certifică marea varietate a acestora, de la lentile intraoculare la

endoproteze, denumite şi proteze articulare interne sau proteze endoosoase.

Se impune o clarificare privind doi termeni utilizaţi frecvent în domeniul

dispozitivelor medicale. Este vorba despre implant şi proteză, pe care mulţi

specialişti îi consideră sinonimi, deşi este vorba despre doi termeni distincţi.

Prin proteză sau dispozitiv protetic se înţelege un substitut artificial pentru

o parte a corpului uman care lipseşte sau este bolnavă, în timp ce implantul nu

14

substituie ci ajută la vindecarea problemelor apărute, prin stimularea procesului

natural de refacere a organelor sau ţesuturilor umane.

Ştiinţa care se ocupă cu studiul protezelor se numeşte protetică, iar cea

care se ocupă cu studiul implantelor se numeşte implantologie. Referitor la

protetică, pentru studiul biomaterialelor este relevantă analiza fenomenologică şi

comportamentul protezelor interne (de tipul protezelor articulare, denumite şi

endoosoase, sau dentare), care sunt introduse în corpul uman, şi nu cele

externe (de tipul protezelor de membre artificiale).

Excepţii apar în cazul în care proteza unui membru sau organ uman este

în contact cu ţesuturile umane, de exemplu „mâna bionică”, când mişcarea

membrului artificial are loc în urma stimuli nervoşi, care apoi conduc la o acţiune

mecanică, sau instalaţiile de dializă renală. Rolul protezelor poate fi funcţional,

atunci când urmăresc înlocuirea unei componente funcţionale a corpului uman,

sau estetic, când se doreşte rezolvarea unor probleme ce ţin de aspectul corpului

uman. O clasificare generală a protezelor este prezentată în tabelul 2.2.

Tabel 2.2. Tipuri de proteze şi rolul acestora

Tip de proteză Rol

Internă

Articulară de şoldde umărde genunchide cotde articulaţie a mâinii

funcţionalfuncţionalfuncţionalfuncţionalfuncţional

Cosmetică proteze dentareproteze de sân proteze oculare

estetic şi funcţionalesteticestetic şi funcţional

Externă

Instalaţie de dializă renală funcţional Membre artificiale funcţional Nas artificialPăr artificial

estetic şi funcţionalestetic

Aplicarea diferitelor materiale în cadrul corpului uman poate fi privită din

mai multe perspective conceptual diferite.

Un material biocompatibil poate fi privit din punct de vedere al scopului

urmărit. Astfel, utilizarea materialelor biocompatibile presupune:

15

menţinerea vieţii sau viabilităţii unui anumit organ uman (valve de inimă, filtre

cardiovasculare, suturi cerebrale)

înlocuirea unor părţi bolnave sau distruse din corpul uman, care şi-au pierdut

funcţionalitatea datorită unor maladii sau traume (endoproteze, implante

dentare);

asistarea în vindecarea unor părţi din corpul uman (suturi, plăci osoase

bioresorbabile);

corectarea unor anormalităţi funcţionale (pacemaker cardiac);

îmbunătăţirea funcţiilor umane (lentile intraoculare);

corectarea problemelor cosmetice (piele artificială, implant de sân);

ajutor în diagnostic şi tratament (catetere, tub de dren).

Luând în considerare criteriul temporal, contactul cu biomaterialele, prin

intermediul aplicaţiilor acestora, poate avea loc în moduri diferite:

permanent (valve de inimă, organe artificiale);

pe termen lung (implante neuronale, endoproteze, implante şi proteze

dentare);

temporar (implante pentru osteosinteză).

De asemenea, în funcţie de modul de implantare a materialului

biocompatibil în organism, se pot întâlni următoarele situaţii:

implantat în corp (endoproteze, tije centromedulare, plăci)

în interiorul unei cavităţi a corpului uman (proteze dentare)

în afara corpului uman, cu posibilitatea accesării unor ţesuturi interne (tub de

dren, fixatoare externe pentru osteosinteză)

Corpul uman poate fi privit ca o structură cu nivele multiple: nivelul

ţesuturilor, nivelul organelor sau al sistemelor. Referitor la organele umane, toate

pot beneficia, dacă este cazul, de ajutorul oferit de biomateriale prin intermediul

implantelor sau organelor artificiale (tabel 2.3.).

Tabel 2.3. Exemple de dispozitivelor medicale utilizate pentru restabilirea

biofuncţionalităţii organelor umane

Organ Exemplu

InimăPacemaker cardiac, valve de inimă,

16

Plămân Instalaţie de oxigenare

OchiLentile intraoculare, lentile de contact

Rinichi Instalaţie de dializăFicat Catetere

Din punct de vedere al ţesuturilor umane, există ţesuturi dure şi ţesuturi

moi, acestea din urmă împărţindu-se în cele care iau contact cu sângele şi cele

care nu intră în contact cu sângele (tabel 2.4.).

Tabel 2.4.Tipuri de ţesuturi şi sisteme umane care pot utiliza dispozitive medicale

Ţesut

umanSistem uman Exemple

Dur Osos

Scheletal

Plăci osoase,

Proteze articulare,

Dispozitive intramedulare

DentarImplanturi dentare

Proteze dentare

Moale

Muscular Suturi

Circulator

Filtre,

Vase de sânge,

Valve de inimă

RespiratorInstalaţie de oxigenare,

Implant cohlear

TegumentarPiele artificială,

Suturi

UrinarCatetere,

Instalaţie de dializă

Nervos Plăcuţe intracraniene

Endocrin Celule pancreatice

Reproductiv Implante ale organelor genitale

Se poate realiza o clasificare a implantelor şi în funcţie de domeniul

chirurgical deservit: neural, cardiovascular, ortopedic, dentar, oftalmologic,

17

reconstructiv. Biomaterialele utilizate la realizarea acestora, dar şi exemple de

astfel de implante sunt prezentate în tabelul 2.5.

Tabel 2.5. Biomateriale şi implante pentru sistemele corpului uman

Biomateriale Exemple de implante Tip de implantMetaliceOţeluri inoxidabile austeniticeTitan şi aliaje de titanAliaj Co-CrAliaje dentareAliaje cu memoria formeiAliaje neferoase (tantal, niobiu, zirconiu)

Plăci osoase, şuruburi, tije, sârme, dispozitive intramedulare, endoproteze

Ortopedic

Implante şi proteze dentare Dentar

Plăcuţe craniene Neural

Valve de inimă, filtre cardiovasculare

Cardiovascular

PolimericePolietilenăNylonSiliconTeflonPolipropilenăAcid polilacticAcid poliglicolicPolimetacrilat de metilPoliuretan

Proteze faciale; nas, ureche, sân şi alte ţesuturi moi artificiale

Plastic

Implanturi şi proteze dentare DentarComponente ale endoprotezelor, ciment osos

Ortopedic

Inimi artificiale, vase de sânge CardiovascularLentile intraoculare Oftalmologice

Suturi biodegradabile, segmente gastrointestinale

Reconstructiv

CeramiceAlumină Sticle ceramicePorţelanCarbon (grafit)Hidroxiapatită

Componente ale endoprotezelor Ortopedic

Implante dentare Dentar

CompoziteCarbon pirolitic-fibre de carbonAlumină-titanCompozite dentareFosfat de calciu-acid polilactic

Endoproteze Ortopedic

Implante dentare Dentar

Valve de inimă Cardiovascular

Fiecare clasă de biomateriale are avantajele şi dezavantajele ei (tabel

2.6.), dar trebuie ales un material compatibil şi apt pentru a îndeplini anumite

funcţii impuse.

18

Tabel 2.6. Avantajele şi dezavantajele claselor de biomateriale

Clasa de biomateriale

Avantaje Dezavantaje

Metalice

Rezistenţă la tracţiune Rezistenţă la uzură Duritate Rigiditate Rezistenţă la şoc Rezistenţă la torsiune Elasticitate

Lipsa unei compatibilităţi complete cu mediul fiziologic

Nepotrivirea proprietăţilor mecanice cu proprietăţile sistemului locomotor

Susceptibilitate la coroziune sub tensiune

Ceramice

Compatibile cu sistemul osos

Rezistenţă la coroziune

Rezistenţă la compresiune

Rezistenţă la uzură

Lipsa unei bune rezistenţe la întindere, la şoc şi la torsiune

Dificil de fabricat în forme complicate

Lipsa rezilienţei Sensibilitate la fisurare

Polimerice

Rezilienţă bună Uşor de fabricat în

forme complicate Elasticitate

Rezistenţă la tracţiune şi la îndoire slabă

Rată de fluaj mare Deformabil în timp

Compozite

Compatibilitate cu sistemele umane

Bune proprietăţi mecanice

Uşor de modelat Rezistenţă la uzură

Lipsa rezilienţei Dificil de fabricat

Una dintre cele mai importante trăsături ale unui implant este aceea ca vine

în contact cu ţesuturile vii ale corpului, creând astfel o interfaţă între ele.

Fenomenele care au loc la aceasta interfaţă sunt de mare interes deoarece

acestea determină până la urmă succesul sau eşecul implantului, atât din punct

e vedere al reacţiei imediate cât şi al răspunsului pe termen lung. Răspunsul

biologic dintre implant şi ţesutul gazdă depinde în mare măsură de locul

implantării şi de proprietăţile de suprafaţă ale implantului. Rolul biomaterialelor

este de a intra în contact cu un sistem biologic. Când un biomaterial este plasat

în corpul uman sub forma unui dispozitiv medical, ţesuturile umane reacţionează

19

la implantarea acestuia în moduri diferite, funcţie de tipul de biomaterial utilizat,

mecanismul ataşării ţesuturilor depinzând de răspunsul ţesutului faţă de

suprafaţa implantului.

De aceea, o clasificare generală a biomaterialelor se poate formula şi în

funcţie de comportamentul biomaterialelor la interacţiunea cu mediul biologic cu

care vor intra în contact (figura 2.2.): biotolerate, bioinerte, bioactive şi

bioresorbabile.

Oţeluri inoxidabile,

aliaje Co-Cr

Titan, tantal, alumină,

polietilenă

Biotolerat Bioinert

BIOMATERIAL

Bioactiv Bioresorbabil

Sticle ceramice, hidroxiapatită Fosfat tricalcic, acid polilactic-

acid poliglicolic

Figura 2.2. Clasificarea biomaterialelor din punct de vedere al interacţiunii cu

mediul uman

Dintre biomaterialele biotolerate, considerate ca fiind din „prima

generaţie” de biomateriale, amintim oţelurile inoxidabile şi aliajele pe bază de

cobalt (tip Co-Cr). Acestor biomateriale le corespunde osteogeneza la distanţă,

adică se formează un strat separator de ţesut conjunctiv în urma interacţiunii

ţesuturilor cu ionii metalici sau altfel spus, o capsulă fibroasă neaderentă.

Biomaterialelor bioinerte (titan, tantal, alumina, polietilena) le

corespunde osteogeneza de contact, care se realizează printr-un contact intim

printr-o legătură la interfaţă între biomaterial şi ţesutul gazdă. Aceste

biomateriale, din a doua generaţie de biomateriale, prezintă o comportare neutră

20

sau inertă în corpul uman, nu au o acţiune degenerativă şi nu au o influenţă

semnificativă asupra metabolismului.

Dintre biomaterialele bioinerte, un interes deosebit prezintă cele cu

structură osteotropă, din care face parte titanul. Aceste biomateriale, datorită

biocompatibilităţii chimice şi micromorfologice cu ţesutul osos, realizează cu

acesta o legătură fizico-chimică, fenomenul de interfaţă fiind asimilat cu

osteogeneza de legătură.

Aliajele de titan sunt utilizate din ce în ce mai mult, din necesitatea

înlocuirii oţelurilor inoxidabile şi a aliajelor pe bază de cobalt care prezintă limitări

în utilizare, generate de unele deficienţe de biocompatibilitate cu ţesuturile

umane. Aceste deficienţe sunt generate de unele elemente prezente în

compoziţia chimică a acestora (de exemplu nichelul), care au o acţiune toxică

asupra ţesuturilor umane, provocând reacţii alergice inflamatorii sau reacţii de

respingere a implantului.

Pentru biomaterialele bioactive (fosfatul de calciu, sticlele ceramice,

hidroxiapatita) este considerată ca tipică osteogeneza de legătură, bazată pe

apariţia unei legături chimice între biomaterial şi ţesut. Considerate ca fiind din a

treia generaţie de biomateriale, ele sunt proiectate pentru a fi introduse în cadrul

procesului metabolic şi pentru a stimula creşterea ţesuturilor.

Sticlele ceramice şi ceramicele care conţin oxizi de Si, Na, Ca şi P (SiO2,

NaO2, CaO şi P2O5) par a fi singurele biomateriale cunoscute că formează o

legătură chimică cu ţesutul osos, în urma unei puternice legături, de natură

mecanică, ţesut osos-implant. Aceste biomateriale sunt denumite bioactive

deoarece legătura lor cu ţesuturile dure (ţesuturile osoase), dar în unele cazuri şi

cu ţesuturile moi, este dependentă de timp şi introduce modificări cinetice de

suprafaţă prin implantarea lor înăuntrul ţesuturilor vii. În particular, reacţia de

schimb de ioni dintre un implant realizat dintr-un material bioactiv şi fluidele

umane înconjurătoare se concretizează în formarea unei pelicule active din punct

de vedere biologic la suprafaţa implantului, care este echivalentă din punct de

vedere chimic şi cristalografic cu faza minerală a ţesutului osos. Această

echivalenţă stă la baza legăturii interfazice relativ puternice între implant şi

21

acesta. Deşi materialele bioactive par a fi răspunsul ideal la problemele de fixare

a implanturilor, ele nu sunt disponibile pentru aplicaţii care necesită încărcări mari

sau o bună rezistenţă la şoc.

Mecanismul formării unei noi suprafeţe osoase în urma interacţiunii

ţesuturilui osos cu un biomaterial ceramic bioactiv este deosebit de interesant.

Imediat după implantarea unui implant ceramic bioactiv, are loc un schimb de ioni

între acesta şi mediul uman, difuzia ionilor având dublu sens. După un timp,

rezultatul este formarea unei pelicule de „os nou”.

Biomaterialele bioresorbabile, cum ar fi fosfatul tricalcic sau copolimerul

acid polilactic-acid poliglicolic, sunt utilizate pentru înlocuirea temporară a unor

ţesuturi şi sunt destinate a fi înlocuite încet, în timp, de către ţesuturile care se

refac. De asemenea, ele sunt utilizate în aplicaţiile din domeniul farmaceutic.

Aceste biomateriale, considerate ca făcând parte din a patra generaţie de

biomateriale, sunt intens studiate în prezent. Ele sunt folosite adesea cu rol de

sistem purtător pentru proliferările şi diferenţierile celulare, intenţionându-se să

fie sprijinite astfel actualele transplanturi de organe umane. De asemenea,

aplicaţiile referitoare la ingineria ţesuturilor au rolul de a sprijini funcţiile ţesuturilor

umane utilizând biomateriale adecvate sau formaţiuni de ţesuturi obţinute din

culturi celulare obţinute in vitro.

22

Noţiuni introductive privind structura materialelor

Pentru clasificarea domeniului materialelor exista mai multe criterii,

materialele fiind în general componente ale obiectelor sau sistemelor tehnice.

Orice sistem tehnic este definit prin două caracteristici: funcţie şi structura.

Elaborarea si utilizarea sistemelor tehnice necesita pe langa desemnarea

proprietatilor lor structurale si functionale, tehnici de masura si testare pentru

aprecierea comportarii sistemului, precum si metode de selectie si structurare a

elementelor constructive. Deoarece aspectele enuntate sunt importante pentru

fiecare material utilizat drept constituent al sistemelor tehnice, clasificarea

materialelor are la baza urmatoarele criterii:

- Tipul si structura, respectiv compozitia chimica, tipul de legaturi

interne si microstructura.

- Solicitarile in timpul utilizarii si parametrii acestora.

- Proprietatile, din care rezulta comportarea materialelor la diversele

solicitari si utilizari tehnico-functionale.

- Mecanismele de deteriorare, prin care au loc modificari ale

proprietatilor materialului sau formei acestuia, respectiv ale

elementelor constructive, care pot leza functionarea acestora.

- Tehnicile si metodele de masurar testare si studiu ale materialelor,

elementelor de constructie si constructiilor.

- Tehnici si metode pentru alegerea materialelor corespunzator utilizarii

acestora, tinind seama de ansamblul corespunzator al cerintelor

tehnico-functionale.

Structura unui material este determinată de urmatoarele:

- natura chimica a atomilor sau moleculelor;

- tipul fortelor de legatura dintre atomi sat molecule;

- asezarea atomilor respectiv a moleculelor in celule cristaline

elementare, respectiv retele;

- graunti, separati intre ei prin limite acestora;

23

- fazele existente, reprezentand parti omogene marginite de suprafete

de separatie, cu compozitie omogena si proprietati distincte;

- defecte de structura, reprezentand abateri de la structura cristalina

ideala prin defecte punctiforme (atomi straini in locul celor ai

materialului vacante, atomi interstitiali). liniare (dislocatii) sa

bidimensionale (prezenta limitelor de graunti. faza, cu orientari

diferite):

- legatura microscopica a grauntilor, fazelor si defectelor de retea.

Principiile de formare a structurii solidelor

Materia este constituita din atomii cuprinsi in sistemul periodic al

elementelor. Solidele se deosebesc de celelalte stări ale materiei (lichida si

gazoasa) prin faptul ca atomii constituenţi se afla sub influenta unor forte

interatomice puternice. Structurile electronice si atomice si aproape toate

proprietatiile fizice depind de natura si rezistenta legăturilor interatomice. Sunt

cunoscute mai multe tipuri de legături interatomice.

Legatura ionica - In legătura ionica, atomi donori de electroni (metalici)

transfera unul sau mai mulţi electroni către un atom acceptor de electroni

(nemetalic). Cei doi atomi devin astfel cation (metalul) si anion (nemetalul)

care sunt puternic atraşi prin efectul electrostatic. Aceasta atracţie a

cationilor si anionilor constituie legătura ionica. In corpurile solide

compuse din mai mulţi ioni, aceştia sunt aranjaţi astfel încât fiecare cation

este înconjurat de cat mai mulţi anioni posibil pentru a reduce fortele de

respingere reciproca dintre cationi, ordonare care reduce mai mult energia

totala a ansamblului si conduce la formarea unui aranjament foarte

ordonat numit structura cristalina. Electronii legaţi mai slab sunt acum

atraşi puternic in vecinătatea legăturii ionice şi astfel structura electronica

a atomului este schimbata prin crearea legăturii ionice.

Legatura covalenta - Elementele care se afla la limita dintre metale si

nemetale, cum ar fi carbonul si siliciul, poseda atomi cu patru electroni de

24

valenţa si tendinţe egale de a dona si accepta electroni. Din acest motiv,

ele nu formează legături ionice puternice dar vor forma structuri

electronice stabile prin punerea in comun a electronilor de valenţa. De

exemplu, doi atomi de carbon pot fiecare sa contribuie cu un electron la o

pereche. Aceasta pereche de electroni pusa in comun constituie legătura

covalenta. Legătura determina o structura electronica deosebita, deoarece

toţi electronii pereche sunt asezati in legături covalente, si un aranjament

atomic particular sau o structura cristalina.

Legatura metalica - Modelul care explica aceasta legătura infatiseaza

atomii aranjaţi intr-un model tridimensional ordonat care se repeta, având

electronii de valenţa in migrare, sub forma unui gaz, intre toţi atomi.

Cristalul metalic este format din miezuri ionice pozitive, atomi fara

electroni de valenţa, in jurul cărora circula electronii negativi. In medie,

toate sarcinile electrice sunt neutralizate la nivelul cristalului si legătura

apare deoarece electronii negativi actioneaza ca un adeziv intre miezurile

ionice pozitive. Aceasta construcţie este numita modelul cu electroni liberi

ai legăturii metalice. Aceasta legătura conduce la o structura cristalina

ordonata, aranjata la nivel atomic si la o configuraţie electronica unica. In

particular, legăturile nelocalizate din interiorul cristalelor metalice permit

deformarea plastica si gazul electronic explica reactivitatea chimica si

conductivitate electrica si termica ridicata a sistemelor metalice.

Legatura Van-der-Waals se realizeaza prin polarizarea interna a

sarcinilor (formarea dipolilor) atomilor sau moleculelor vecine, fiind o

legatura de absorbtie slaba, electrostatica, de dipol.

25

Structura atomica

Majoritatea corpurilor solide întâlnite în natură sunt cristaline,

caracterizându-se printr-o aranjare spaţială regulată a atomilor sau moleculelor.

În afară de corpurile solide cristaline în natură mai există o categorie de corpuri

solide care au o aşezare dezordonată a atomilor şi moleculelor, numite corpuri

amorfe. Spre deosebire de solidele cristaline, solidele amorfe se caracterizează

prin izotropia proprietăţilor fizice (independenţa de direcţie a acestor proprietăţi)

şi nu au o temperatură de topire bine determinată. Energia liberă a substanţei

solide are valoarea minimă absolută în starea solidă cristalină. Aşezarea spaţială

ordonată a atomilor sau moleculelor într-un solid cristalin determină proprietăţi de

periodicitate în sensul că deplasându-se după o direcţie care trece prin cel puţin

doi atomi, întâlnim mereu alţi atomi situaţi la distanţe egale. Această aşezare

periodică a atomilor sau moleculelor în spaţiu determină o anizotropie a

proprietăţilor fizice cum sunt conductibilitatea electrică şi termică, proprietăţile

optice, modulul de elasticitate şi chiar anizotropia formei exterioare a corpului

solid.

În studiul structurilor cristaline se folosesc noţiunile de reţea şi bază.

Reţeaua se defineşte ca mulţimea punctelor discrete din spaţiu,

determinate de vectorul

unde n1, n2 , n3 sunt numere întregi, iar a1,a2 şi a3 sunt trei vectori

necoplanari numiţi vectori fundamentali ai reţelei.

Reţeaua plus baza generează structura cristalină. Observăm că o retea

infinită prezintă proprietatea de invarianţă la operaţia de translaţie discretă prin

care reţeaua coincide cu ea însăşi. Punctele definite de relaţia (1) se numesc

nodurile reţelei. Plasând în fiecare nod al reţelei un atom sau un grup de atomi,

atribuim reţelei o bază, obţinând un cristal ideal. Marimile se

numesc constantele reţelei pe direcţiile respective. Punctele reţelei care diferă

printr-un vector al reţelei se numesc puncte echivalente. Celula elementară este

26

aceea regiune din reţea cu ajutorul căreia se contruieşte prin translaţie, după

cele trei direcţii, întreaga reţea. Dacă celula elementară conţine un singur nod,

ea se numeşte celula primitivă. Trebuie menţionat că nodurile din vârfurile unei

celule participă la opt celule. Celula asimetrică (în general neprimitivă) este acea

celulă care posedă numărul maxim de elemente de simetrie ale reţelei

respective, cum sunt axele de rotaţie, planele de reflexie, inversie şi combinaţii

ale acestora.

Celula elementară a unei retele cristaline este determinată de urmatoarele

elemente:

- cele trei muchii: a, b, c;

- unghiurile dintre aceste muchii;

- felul particulelor (ioni, atomi, molecule);

- numarul particulelor;

- pozitia particulelor.

Retelele spatiale posibile ale cristalelor sunt caracterizate de 14 reţele

Bravais tridimensionale distribuite în 7 sisteme cristalografice.

27

1) Sistemul triclinic se construieşte pornind de la reţeaua oblică,

aşezând planele astfel încât nodurile din planele succesive să nu se afle pe

aceeaşi verticală. În acest fel putem construi o singură reţea, numită triclinică

simplă (a). Celula elementară este un paralelipiped oblic cu baza un paralelogram.

Axele cristalografice şi

parametrii de reţea

Celula unitară şi aspectul desfăşurat al

acesteia

Variante posibile de reţea

Figura 1. Aspecte schematice reprezentative pentru sistemul triclinic

2) Sistemul monoclinic conţine două tipuri de retele Bravais: reţeaua

monoclinică simplă (a) şi reţeaua monoclinică cu volum centrat (b), ambelele

construite pe baza reţelei plane oblice. La prima, nodurile din planele succesive

se află pe aceeaşi verticală, în timp ce la cea de-a doua, nodurile din planul

următor se află deasupra centrelor paralelogramelor din planul precendent.

Celula elementară a reţelei monoclinice este un paralelipiped drept cu baza

paralelogram. Reţeaua monoclinică cu volum centrat apare ca o reţea complexă

conţinând două noduri în celula elementară (de notat că nodurile din colţuri

contribuie cu 1/8 din celula respectivă, acestea aparţinând la opt celule vecine).

28




acesteia


Figura 2. Aspecte schematice reprezentative pentru sistemul monoclinic

3) Sistemul ortorombic (ortogonal sau rombic) având ca celulă un

paralelipiped drept cu baza dreptunghiulară conţine patru tipuri de reţele Bravias:

ortorombică simplă (a), care se construieşte pornind de la reţeua plană

dreptunghiulară, aşezând nodurile pe aceeaşi verticală; ortorombică cu volum

centrat (b) se construieşte din reţeaua plană dreptunghiulară, nodurile din

planele succesive aşezându-se deasupra centrelor dreptunghiurilor din planul

precendent; ortorombică cu baze centrate (c) se construieşte pornind de la

reţeua plan rombică, astfel ca nodurile din planele succesive să fie unele

deasupra altora; această reţea apare ca reţea complexă cu două noduri pe

celula elementară (nodurile de pe feţe contribuie la celulă cu 1/2), dar se poate

construi şi o celulă primitivă; ortorombică cu feţe centrate (d) se construieşte

pornind de la reţeaua rombică, plasând nodurile în plane succesive; această reţea apare de

29

asemenea, complexă, cu patru noduri pe celula elementară, celula primitivă romboedrică

putând fi aleasă în mai multe feluri.




acesteia


Figura 3. Aspecte schematice reprezentative pentru sistemul ortorombic

4) Sistemul hexagonal se construieşte pornind de la reţeua plan

hexagonal prin aşezarea nodurilor din planele succesive unele deasupra altora.

Sistemul conţine o singură reţea Bravais (hexagonală simplă) caracterizată prin

parametrii de reţea prezentaţi în figură.

30




acesteia


Figura 4. Aspecte schematice reprezentative pentru sistemul hexagonal

5) Sistemul romboedric sau trigonal se construieşte pornind tot de la

reţeaua plană rombică, plasând nodurile din planele succesive deasupra

romburilor din palnele precedente, astfel ca relaţiile dintre parametrii sistemului

să fie cele din figura. Sistemul conţine o singură reţea Bravais, trigonală simplă;

generarea acestui sistem poate fi imaginată prin deformarea unui cub după

diagonala principală.



Celula unitară şi aspectul desfăşurat

al acesteia

31


Figura 5. Aspecte schematice reprezentative pentru sistemul romboedric

6) Sistemul tetragonal sau pătratic, având ca celulă o prismă dreaptă cu

baza pătrat se generează pornind de la reţeaua plană pătratică în două variante:

tetragonală simplă (a) în care nodurile din planele succesive se aşează unele

deasupra altora; tetragonală cu volum centrat (b) în care nodurile din planele

succesive se aşează deasupra centrelor pătratelor din planele precendente.

Această reţea apare drept complexă, cu două noduri pe celula elementară, însă

o celulă primitivă se poate alege sub forma unu romboedru.




al acesteia

32


Figura 6. Aspecte schematice reprezentative pentru sistemul tetragonal

7) Sistemul cubic se generează pornind de la reţeaua plană pătrătică.

Conţine trei tipuri de reţele Bravais: cubică simplă (a), cubică cu volum centrat

(b), cubică cu feţe centrate (c). Ultimele două reţele se construiesc la fel ca în

cazul sistemului ortoromic. Acestea apar drept complexe, cu 2 şi respectiv 4

noduri pe celula elementară, iar celulele primitive sunt romboedre.




al acesteia

33


Figura 7. Aspecte schematice reprezentative pentru sistemul cubic

Aceste 14 reţele sunt singurele reţele Bravais tridimensionale. Modificarea

uneia din ele, prin adăugarea de noduri pe feţe, pe muchii sau în centrul celulei,

conduce la o altă reţea Bravais din cele 14 descrise.

34

De refacut tabelul –text şi imagini-

35

Microstructura materialelor

Microstructura materialelor se deosebeste de aceea a solidelor ideale prin

existenta defectelor de retea, prezentand o importanta fundamentala pentru

proprietatile materialelor. in functie de forma lor geometrica este practica

urmatoarea clasificare:

a) Defecte de retea de dimensiune nulă (defecte punctuale)(fig.8).

Alaturi de componenti de retea substituiti cu atomi straini se mai deosebesc

formele de baza, vacante si atomi interstitiali. Orice cristal contine in retea un

numar de goluri -vacante - care creste cu cresterea temperaturii retelei.

Fractiunea de vacante raportata la un cristal fara defecte, la temperatura camerei

este de cca 10-12. Energia de formare a vacantelor in metale este proportionala

intrucatva cu entalpia de vaporizare. Prin existenta unui defect punctual in

cristalele cu legatura ionica ia nastere o polarizare pozitiva sau negativa locala in

retea. In multe retele cristaline intre nodurile retelei se depoziteaza in special

atomi straini mici, ca de exemplu H, C, N, numiti atomi interstitiali. Ansamblul

vacanta-atom interstitial corespunzator se numeste pereche Frenkel.

Fig. 8. Defecte de retea cu dimensiune nula (defecte punctuale).

b) Defectele unidimensionale de retea (fig.9) se manifesta ca

perturbari liniare ale retelei si se numesc dislocatii. O dislocatie se reprezinta

prin linia marginala a unei portiuni plane A-B introduse suplimentar in retea (sau

36

scoasa din ea). Masura marimii deformarii unei retele cristaline printr-o dislocatie

este vectorul Burgers. În cazul unei dislocari progresive (in trepte) vectorul

Burgers si linia de dislocatie sunt perpendiculare, iar in caza unei dislocari de

forfecare sunt paralele unul cu celalalt. O linie de dislocatie in retea trebuie

intotdeauna sa se inchida prin sine sau sa se sfarseasca pe o suprafata de

delimitare sau pe o suprafata libera. Dislocatiile faciliteaza initierea procesului de

deformare plastica, caz in care printr-o tensiune de forfecare τ o portiune de

retea este deplasata fata de alta progresiv, cu valoarea vectorului Burgers. In

cazul metalelor pure alunecarea se face in lungul anumitor plane cristalografice

(plane de alunecare) in directii de alunecare definite. Sistemul rezultat prin alune-

care, determinat de planul si directia de alunecare este caracteristic tipului de

retea si de legatura .

c) Defectele bidimensionale de retea (defecte plane) caracterizeaza

schimbarile discontinue ale orientarii retelei sau ale parametrilor de retea. Se

deosebesc urmatoarele trei tipuri:

Defectele constructive de structura, ce caracterizeaza perturbatii ale

regularitatii perpetuari consecutive a planelor retelei. Ele ingreuneaza

deplasarea dislocatiilor in cazul deformarii plastice, precum si

sensibilitatea la coroziune determinata de fisurile produse de tensiuni.

37

Fig. 9. Defecte unidimensionale de retea: a - dislocatie progresiva intr-un

cristal cubic; b - deplasare de dislocare (alunecare) sub actiunea unei tensiuni de

forfecare; c - etapa finala de alunecare; d-vector Burgers.

Limitele de graunti, ce constituie suprafete de delimitare intre acestia, cu

diferente de orientare de retea. Ele sunt zone de trecere cu structura de

retea perturbata. In functie de marimea diferentei de orientare a grauntilor

vecini se deosebesc limite de graunti de unghi mic (structurate pe

dislocatii ordonate plan) si de unghi mare, cu domenii limita (amorfe) de

cca doua pana la trei distante atomice.

Limite de faza, ce reprezinta suprafete limita intre zone de compozitie

chimica sau retea cristalina diferite.

Drept structură a unui material se indică legatura caracteristică

microscopică între grăunţi, faze şi defecte de reţea. Diametrul mediu al grăunţilor

(influenţabil prin tratament termic şi deformare) variază ca ordin de mărime de la

μm la mm. Structurile mono sau polifazice cu grăunţi cu diametre între 5 şi 15

mm şi compoziţie omogenă în volum şi superficial constituie materiale nano-

cristaline. Ele pot fi considerate în aceeaşi măsură cristale (cu ordonare la

distanţă) cât şi sticle (cu ordonare locală).

Structura in corpurile solide este ierarhizata in funcţie de mărime.

Structurile interne şi electronice ale atomilor apar la scara cea mai mica (la

mai puţin de 10-4m) si sunt responsabile pentru legăturile interatomice.

La urmatorul nivel de marime, în jur de 10-4 m (care este detectabil prin

difracţia de raze X, microscopie electronică, etc) se poate observa aranjamentul

tridimensional pe distante mari ale atomilor in cristale si de asemenea pot fi

observate sticlele.

La dimensiuni si mai mari, între 10-3-102 m (detectabile prin microscopie

optică şi electronică), există un alt tip important de organizare stucturală. Cand

atomii unei probe topite sunt incorporati in cristale in timpul solidificării, multe

cristale mici se formează iniţial si apoi cresc pana când se ating unul pe altul si

38

tot lichidul este consumat, moment în care proba este complet solida. Astfel,

majoritatea corpurilor solide cristaline (materialele metalice şi ceramice) sunt

compuse din multe cristale mici sau cristalite, numiţi grăunţi, care sunt strâns

impachetati si legaţi puternic intre ei. Aceasta este microstructura materialului

care poate fi observata la măriri la care rezoluţia este intre 1 si 100 m. In

materialele elementare pure, toate cristalele au aceasi structura si difera unul de

altul doar prin orientare. In general, aceste cristalite sau graunti sunt prea mici sa

fie vazuti liber, observîndu-se doar cu microscopul optic.

Majoritatea corpurilor solide sunt opace, deci nu se pot vizualiza folosind

un microscop optic cu lumină transmisă (biologic), ci un microscop metalografic

cu lumină reflectată la care lumina incidenta este reflectată de suprafaţa lustruită

a suprafeţei metalice sau ceramice. Structura de graunti se evidenţiază prin

atacul suprafetei cu un mediu usor coroziv care ataca preferential limitele de

graunte şi atunci cand aceasta suprafata este privita prin microscop, se poate

observa dimensiunea si marimea grauntilor, adica microstructura.

Marimea de graunte este una dintre cele mai importante caracteristici care

poate fi evaluata prin aceasta tehnica deoarece probele cu grauntii fini sunt in

general mai puternic conturate decat probele cu graunti mai grosolani din acelasi

material. O alta caracteristica importanta care poate fi identificata este

coexistenta a doua sau mai multe faze in unele materiale solide. Grauntii unei

faze date vor avea aceasi compozitie chimica si structura cristalina, dar grauntii

celei de a doua faze, vor diferi din aceste doua puncte de vedere. Acest lucru nu

se intampla niciodata in probele de elemente pure, dar apare in amestecurile de

diverse elemente sau compusi in care atomii sau moleculele pot fi dizolvate

unele in altele in stare solida, la fel ca si in solutie lichida sau gazoasa. De

exemplu, unii atomi de crom pot substitui atomii de fier in reţeaua cristalina cu

fete centrate a fierului, dând naştere otelurilor inoxidabile, ce reprezintă o soluţie

solida-aliaj. Ca si soluţiile lichide, soluţiile solide prezintă limite de solubilitate;

când aceasta limita este depasita, cea de a doua faza precipita. De exemplu,

daca sunt introduşi intr-un otel inoxidabil mai mulţi atomi de crom decât poate sa

39

primească reteua de fier cu fete centrate, atunci va precipita cea de a doua faza

bogata in crom.

Comparativ cu zona interioară a materialelor, suprafeţele acestora

prezinta în general urmatoarele deosebiri:

microstructura modificata;

interactiuni ale materialului cu mediul inconjurator si modificare a

compozitiei chimice a suprafetei libere prin inglobarea de componente ale

mediului inconjurator (fizisorbtie, chemisorbtie, oxidare, formare de film de

acoperire);

proprietati modificate.

In cazul suprafetelor dispozitivelor, trebuie avuta in vedere suplimentar

influenta prelucrarii. Suprafetele prelucrate si cele deformate prezinta in zona

suprafetei urmatoarele modificari:

ecruisare diferentiata;

tensiuni interne ca urmare a aparitiei de surse ale acestora in stratul limita;

neomogenitati de fibraj intre zona marginala si interiorul materialului.

Stratul limita interior consta dintr-o zona deformata sau ecruisata vecina

materialului de baza. Stratul limita exterior are in cele mai multe cazuri o

compozitie modificata fata de cea a materialului de baza si consta dintr-un strat

de oxid, un strat de adsorbtie si unul cu impuritati. Microgeometria suprafetelor

(rugozitatea suprafetelor) se caracterizeaza prin diferite „marimi caracteristice

pentru rugozitate”.

40

CONSIDERAŢII MEDICALE

nlocuirea unei părţi sau funcţii a corpului uman într-o manieră acceptabilă

din punct de vedere fiziologic, economic şi al sănătăţii reprezintă un

deziderat al celor implicaţi în domeniul biomaterialelor şi al dispozitivelor

medicale. Un obstacol important îl constituie cunoaşterea perfectă atât a

organismului uman, cât şi a proprietăţilor biomecanice ale sistemului musculo-

scheletic sau a proprietăţilor unice ale ţesuturilor moi umane.

ÎÎ

J.Wolf se pare că a fost primul cercetător preocupat de relaţia dintre

structura şi funcţionalitatea ţesuturilor. Dar prima descriere detaliată, cu analiza

mecanică şi a microstructurii ţesuturilor a fost realizată de D’Arcy Thompson, în

lucrarea „Despre creştere şi formă” (1917), care arată cum forma organismelor vii

poate fi exprimată în termeni fizici şi formule matematice.

Scheletul unui om adult obişnuit are 206 oase legate cu ligamente şi

tendoane, care formează un cadru protector pentru muşchii ataşaţi şi ţesuturile

moi care stau la baza lor. Scheletul uman este compus din oase lungi, oase

scurte şi oase plate. Oasele lungi sunt constituite din două epifize la extremităţi,

cea distală şi cea proximală, între ele interpunându-se diafiza. Diafiza este

alcătuită dintr-un tub de substanţă osoasă compactă (corticală) având în centru

canalul medular ce conţine măduvă osoasă. Epifizele sunt constituite din os

spongios şi sunt înconjurate de un strat subţire de substanţă compactă.

Suprafeţele articulare sunt acoperite de cartilaj hialin. Orice os cu o alcătuire

asemănătoare este denumit os lung, chiar dacă el este relativ scurt. De exemplu,

oasele degetelor (metacarpienele, metatarsienele sau falangele), care au lungimi

reduse, sunt ca structură oase lungi. Vascularizaţia oaselor lungi este asigurată

de artera nutritivă, reţeaua periostală şi arteriolele epifizare.

Ţesutul osos este mai dur decât cel cartilaginos şi alcătuieşte scheletul.

Pe lângă rolul mecanic, ţesutul osos mai participă şi la metabolismul

organismului (rezervor de calciu).

Structural, ţesutul osos este constituit din celule osoase si matrice osoasă.

Matricea osoasă este constituită dintr-o componentă organică şi o componentă

41

anorganică (minerală). La toate vârstele ţesutul osos are aceeaşi structură.

Componenta organică constituie 34% din masa substanţei fundamentale.

Această componentă este reprezentată de oseină şi osteomucoid (un complex

proteinic polizaharidic). Componenta anorganică (minerală) constituie 66% şi

este reprezentată de sodiu şi potasiu.

Celulele osoase sunt reprezentate de osteoblaste, osteocite şi

osteoclaste. Osteoblastele şi osteocitele sunt formatoare de os, iar osteoclastele

sunt distrugătoare de os.

Osteoblastele sunt celule osoase tinere, au o formă variată, prezintă

prelungiri şi ating în diametru 20μ. Citoplasma osteoblastelor este săracă în

organite şi echipament enzimatic. Au rol în formarea şi mineralizarea matricei

preosoase (oseina) şi în formarea fibrelor colagene.

Osteocitele sunt celule osoase mature, sunt mai mici decât osteoblastele

şi sunt aşezate în lacune numite osteoplaste. Osteocitele au o activitate de

sinteză mai redusă.

Osteoclastele au o formă ovoidă, globuloasă. Sunt celule mari, gigante,

cu un diametru ce poate ajunge până la 90μ. Au un singur nucleu mare. La polul

activ prezintă o suprafaţă de resorbţie, cu margine plisată. Osteoclastele au o

bogată activitate enzimatică de distrugere de os (osteoclzie) sau de liză osoasă

(osteoliză).

Principalele tipuri de ţesut osos sunt:

ţesut osos spongios (areolar);

ţesut osos hawersian (compact).

Ţesutul osos spongios sau areolar este format din areole de diferite

mărimi, delimitate de trabecule (travee). Este prezent în oasele plate, în epifizele

oaselor lungi şi în zona centrală a oaselor mici. În ţesutul osos spongios lamelele

de os sunt centrate de un canal hawersian, ca şi în cel compact (sau hawersian);

este mai puţin răspândit în organism decât ţesutul osos compact.

Sistemele hawersiene din ţesutul osos compact se prezintă sub forma a 5-

30 lamele dispuse concentric în jurul unor spaţii conjunctive vasculare. Aceste

spaţii au aspectul unor canale şi sunt numite canale Hawers. Un canal Hawers

42

împreună cu canalele Hawers care îl înconjoară alcătuiesc osteonul, unitatea

morfofuncţională a ţesutului osos compact (hawersian). Canalele Hawers sunt

dispuse în os în sens transversal, au o direcţie paralelă între ele şi paralelă cu

axul lung al diafizei, au diametru între 20μ şi 100μ. Osteoanele sunt legate între

ele prin sisteme osoase intermediare (interstiţiale).

Oasele mici sunt integral formate din ţesut spongios. Oasele late sunt

formate din 2 „tăblii” osoase în structura cărora intră ţesut osos compact, între

care se găseşte ţesut osos spongios. La periferie oasele sunt acoperite de o

membrană conjunctivă numită periost.

Osificarea se referă la procesul de formare a ţesutului osos. Osificarea

este numită encondrală sau intracartilaginoasă şi se formează din cartilajul hialin.

Se realizează dinspre extremităţile diafizei spre centru trecând prin mai multe

zone.

Creşterea oaselor în lungime începe din partea diafizară spre cea

epifizară şi poate fi urmărită de-a lungul mai multor zone: zona cartilajului hialin

de rezervă, zona cartilajului de proliferare, zona cartilajului de maturare, zona

cartilajului calcificat şi zona de osifiere.

Scheletul uman este un sistem de susţinere supus unor forţe mecanice.

Exagerarea acestor forţe duce la transformarea osului prin adaptarea

proprietăţilor sale mecanice sau la o fractură. Oasele lungi intră în alcătuirea

scheletului membrelor, prin intermediul lor realizându-se mişcări de mare

amplitudine necesare activităţilor curente. Diafizele oaselor lungi sunt frecvent

expuse traumatismelor ducând la apariţia fracturilor.

Chirurgia fracturilor şi a afecţiunilor osoase degenerative necesită

implante ce vor fi supuse la aceleaşi solicitări mecanice ca şi scheletul, dar vor fi

responsabile de perturbări mecanice la nivelul fixării lor la os. Punerea în

evidenţă a acestor fenomene, dovadă a intoleranţei mecanice la anumite

implante, a dus la cercetarea de biomateriale cu proprietăţi apropiate celor ale

osului, ceea ce explică interesul arătat actualmente cunoaşterii proprietăţilor

mecanice ale osului.

43

Restricţiile fiziologice sunt impuse implantelor în general datorită osului, şi

de aceea trebuie luaţi în considerare următorii factori: organizarea osului,

structura osului, irigarea vasculară şi inervaţia, legătura topografică.

Aprofundarea acestor elemente va permite perfecţionarea biomecanicii

umane, dar şi un evident progres în cercetarea aplicată, existând deja încercări

în reproducerea caracteristicilor mecanice ale osului în structuri artificiale ce vor

înlocui probabil biomaterialele utilizate actualmente pentru osteosinteză şi

endoproteze.

O vedere în secţiune a osului este prezentată în figura 3.1.

Figura 3.1. Vedere în secţiune a osului

Proprietăţile mecanice ale osului le putem rezuma astfel: osul este un

material anizotrop, adică proprietăţile sale mecanice variază după direcţia

44

aplicării greutăţii, este vâscoelastic, adică proprietăţile sale mecanice variază cu

viteza de aplicare a încărcării (tensiunii), şi foarte rezistent.

Anizotropia este o caracteristică cu importanţă practică deosebită. Osul

fiind mai rezistent în compresiune decât în tracţiune, se va aplica implantul

întotdeauna pe faţa sa supusă tracţiunii. De aceea, se impune ca biomaterialele

utilizate la execuţia implantelor pentru osteosinteză să prezinte o rezistenţă la

tracţiune foarte bună, cerinţă îndeplinită cu succes de biomaterialele metalice.

Vâscoelasticitatea îi conferă osului o rezistenţă mai mare la eforturi rapide

decât la eforturi lente şi, de asemenea, adaptarea la diverse forţe.

Currey compară osul cu materialele compozite. Acestea, având ca tip

reprezentativ fibra de sticlă, sunt constituite din două componente care luate

separat au mai puţină rezistenţă decât produsul în întregime. Pentru os aceste

componente sunt colagenul şi apatita.

La rezistenţa osului contribuie şi alţi factori, cum ar fi:

- presiunea sanguină intraosoasă, în special pentru oasele spongioase;

- contracţia musculară, care pune osul în pretensionare, mărindu-i astfel

rezistenţa mecanică.

Proprietăţile mecanice ale osului variază şi în funcţie de factorii legaţi de

experimentare sau de factorii proprii osului. Astfel, în experimentele pe osul

întreg proaspăt s-a arătat că acesta este mai puţin rapid şi rezistent decât osul

uscat, demineralizat. La eforturi mari şi rapide, osul proaspăt este mai rezistent

decât cel sec, datorită unei vâscoelasticităţi mai crescute a primului.

Unii cercetători au testat proprietăţile mecanice pe osteoni izolaţi sau

grupe de osteoni, demonstrând că rezistenţa osului este dată de faza organică şi

nu de cea minerală deoarece osteonul decalcificat este mai rezistent. Astfel, osul

spongios are un modul de elasticitate de 1/30 mai mic decât cel al osului cortical.

Proprietăţile mecanice ale ţesutului osos variază în funcţie de o serie de

factori proprii, şi anume în funcţie de:

a) vârstă;

Rezistenţa osoasă scade cu creşterea vârstei, cea mai mare fiind între 20-40 ani.

b) greutate corporală;

45

Rezistenţa osoasă scade cu creşterea greutăţii, deoarece se exercită o presiune

mai mare asupra osului.

c) sex;

Osul este mai rezistent (când asupra sa se aplică forţe de flexiune) la bărbat

decât la femeie, datorită dimensiunilor mai mari ale osului.

d) poziţie şi orientare;

Se consideră că orientarea longitudinală a osteonilor conferă o rezistenţă mai

mare osului decât cea oblică sau transversală.

e) mărimea şi starea ţesutului

Ţesutul poate fi uscat sau hidratat, conservat sau neconservat.

f) încărcare;

Variază în funcţie de încărcarea la care e supus.

Fractura, cuvânt ce provine din latinescul fractura, reprezintă o

întrerupere sau o discontinuitate la nivelul unui os, ca urmare a unui traumatism.

Pentru producerea unei fracturi este necesară existenţa unor factori extrinseci

(mărimea, durata şi direcţia forţei exterioare aplicate asupra osului, precum şi

modul în care aceasta solicită osul) şi a unor factori intrinseci (capacitatea de

absorbţie a energiei, modulul de elasticitate al osului, rezistenţa la oboseală,

densitatea osoasă).

Legătura dintre două sau mai multe oase se realizează cu ajutorul

articulaţiilor. Articulaţiile sunt ansambluri de 2 sau mai multe oase. Se pot

prezenta sub formă de sinartroze sau de diartroze. Diartrozele sunt articulaţii fixe,

iar sinartrozele sunt articulaţii semimobile sau imobile. Sinartrozele pot avea

capetele unite prin ţesut osos (sinostoze), prin ţesut hialin (sincondroze) sau prin

ţesut conjunctiv (sindesmoze). Articulaţiile sunt înconjurate de o capsulă care le

asigură stabilitatea (capsula articulară). Articulaţiile umane, precum şi

echivalenţa lor mecanică sunt prezentate în figura 3.4.

46

Figura 3.4. Echivalenţa mecanică a articulaţiilor umane; a-articulaţia

cotului; b-articulaţia genunchiului; c-articulaţia umărului; d-articulaţia şoldului.

Cum implantele dentare sunt printre cele mai utilizate în practică, se

impun câteva consideraţii asupra ţesuturilor osoase întâlnite. Astfel, un dinte este

constituit din enamel, dentină, coroana şi pulpa dentară. Enamelul este o

substanţă foarte dură, având o concentraţie ridicată de hidroxiapatită, care

acoperă coroana dentară. Dentina are o structură analoagă osului, conţinând

72% substanţe anorganice şi 28% materie organică.

De asemenea, J.Bränemark citează patru categorii de ţesut osos întâlnite

la aplicaţiile dentare:

categoria I: un os compact omogen

categoria ÎI: un strat gros de os compact, care înconjoară un miez de os

trabecular dens

categoria III: un strat subţire de os cortical, ce înconjoară osul trabecular dens

de rezistenţă favorabilă

categoria IV: un strat subţire de os cortical, ce înconjoară un miez trabecular

de densitate redusă

47

MATERIALE UTILIZATE CA

BIOMATERIALE

4.1. BIOMATERIALE METALICE

4.1.1. Oţeluri inoxidabile

Oţelurile inoxidabile sunt o clasă de materiale metalice care prezintă în

mare parte proprietăţile impuse materialelor ce sunt utilizate în mediul corpului

uman: stabilitate chimică, termică şi mecanică în condiţiile deosebite ale mediului

uman, biocompatibilitate.

Convenţional, denumirea de oţeluri inoxidabile a fost dată aliajelor din

sistemul Fe-C-Cr, care conţin cel puţin 12% Cr şi au o participare sub 0,1% C.

Sub denumirea de oţel inoxidabil nu se înţelege o singură marcă de oţel bine

definită, ci o mare varietate de mărci de oţel ce au compoziţii chimice foarte

variate.

Oţelurile inoxidabile se pot elabora în cuptoare cu inducţie în vid, eventual

retopite electric sub zgură sau cu arc în vid, urmărindu-se în principal asigurarea

calităţii superioare a produsului.

Oţelurile inoxidabile utilizate la realizarea implantelor sau a instrumentelor

chirurgicale trebuie să prezinte în primul rând:

rezistenţă la coroziune şi oxidare;

proprietăţi mecanice şi fizice bune;

proprietăţi tehnologice de interes pentru prelucrarea la cald şi respectiv

la rece;

sudabilitate bună, care să nu afecteze proprietăţile mecanice şi de

coroziune.

Alegerea unui anumit tip de oţel inoxidabil pentru realizarea implantelor

sau a instrumentelor chirurgicale se bazează şi pe anumiţi factori, cum ar fi

designul sau domeniul de utilizare.

48

Structura metalografică joacă un rol important în ceea ce priveşte

proprietăţile de întrebuinţare, rezistenţa la coroziune şi proprietăţile tehnologice

ale oţelurilor inoxidabile, şi de aceea este considerată drept principalul criteriu de

clasificare a oţelurilor inoxidabile.

Clasificarea otelurilor inoxidabile în funcţie de matricea structurală este

următoarea:

oţeluri inoxidabile martensitice;

oţeluri inoxidabile ferito-martensice;

oţeluri inoxidabile feritice;

oţeluri inoxidabile ferito-austenitice;

oţeluri inoxidabile austenitice.

În tabelul 4.1. se fac referiri şi la conţinutul mediu al principalelor elemente

de aliere pentru fiecare clasă în parte.

Tabel 4.1. Clasificarea oţeluri inoxidabile în funcţie de structura metalografică

Clasa de oţeluri inoxidabileConţinutul mediu al principalelor elemente de aliere

C Cr Ni

MARTENSITICE

>0,15 12-14 -0,2-0,4 13-15 -0,6-1,2 15-18 -

>1,2 16-18 ≥ 1,5FERITO-MARTENSICE 0.09-0,14 12-14 -

FERITICE

≤0,8 13-15 -≤0,15 16-18 -≤0,25 >20 -

FERITO-AUSTENITICE ≤0,10 26 5AUSTENITICE ≤0,15 12-26 7-25

În compoziţia chimică a oţelurilor inoxidabile, pe lângă elementele de bază

Fe, C, Cr, Ni, apar în proporţii variabile şi alte elemente de aliere. Elementele de

aliere ale oţelurilor au ca scop principal mărirea rezistenţei la coroziune şi

îmbunătăţirea proprietăţilor mecanice şi fizice.

În funcţie de raportul ECr/ENi, reprezentând raportul dintre echivalentul în Cr

şi echivalentul în Ni, se pot obţine diverse structuri ale oţelurilor inoxidabile.

ECr = %Cr + %Mo + 1,5 %Si + 0,5 %Nb

ENi = %Ni + 30 %C + 0,5 %Mn + 30 %Ni

49

Referitor la caracterul elementelor din compoziţia chimică a oţelurilor

inoxidabile, se disting două categorii:

elemente alfagene: Cr, Mo, Si, Ti, Nb, care măresc domeniul de

existenţă al soluţiei solide ();

elemente gamagene: C, Ni, Mn, N, care măresc domeniul de existenţă

al soluţiei ().

Tabel 4.2. Structura oţelurilor inoxidabile în funcţie de raportul ECr/ENi

ECr/ENi STRUCTURA

F M A F+M M+F A+F A+M A+M+F

0,041,6

0,12

0,18

1,64

212

413

418

425

Oţelurile inoxidabile martensitice şi ferito-martensitice se

caracterizează printr-o proporţionalitate a conţinutului de crom cu cel de carbon,

astfel încât atunci când oţelul se încălzeşte peste temperatura de transformare

structura lui devine austenitică, care se transformă la răcire în martensită. Pentru

a le mări rezistenţa la oxidare la cald, li se adaugă siliciu, iar pentru mărirea

tenacităţii sunt aliate cu 24%Ni. Ele se utilizează în stare călită şi revenită, nu

în stare recoaptă. Oţelurile inoxidabile martensitice sunt puternic magnetice şi pot

fi durificate printr-un tratament termic. Procedurile speciale de tratament termic

trebuie să asigure un bun echilibru între duritate şi proprietăţile la rupere. O

duritate ridicată furnizează o rezistenţă bună la uzură iar muchiile tăioase îşi

păstrează ascuţimea. Aceste aliaje îşi păstrează proprietăţile mecanice şi pot fi

folosite pentru dălţi, cleşti, foarfeci, burghie.

50

Oţelurile inoxidabile feritice se caracterizează printr-un conţinut mediu

de 0,10,35% C şi 1530% Cr. Acestea sunt oţeluri monofazice şi deci nu

suferă transformări structurale la încălzire şi răcire. La anumite concentraţii de

carbon şi crom, pot apare parţial transformări structurale martensitice. Aceste

oţeluri prezintă o rezistenţă la coroziune superioară celor martensitice şi un preţ

de cost mai mic decât cele austenitice.

Oţelurile inoxidabile ferito-austenitice constituie o familie intermediară

între cele feritice şi cele austenitice. Oţelurile inoxidabile austenito-feritice se

caracterizează printr-un conţinut de: C 0,05%, 8% Ni şi 2022% Cr. Ele au o

foarte bună rezistenţă, atât la coroziune, cât şi la temperaturi ridicate. Prin alierea

cu molibden a acestor oţeluri (1,5% Mo) se obţin şi proprietăţi mecanice bune.

Structura lor este determinată de echilibrul între elementele alfagene (Cr, Mo, W,

Si, Al, Ti, Nb) si elemente gamagene (C, Ni, Cu, Mn, N).

În funcţie de echivalentul în Cr şi Ni se constată separările domeniului

austenitic de cel austenito-feritic. La valorile echivalentului în nichel (ENi) de 12%

şi echivalentului în crom (ECr) de 19% se obţine o structură austenito-feritică, deci

prin reglarea conţinutului în elemente alfagene şi gamagene se obţin structuri

mixte de austenită şi ferită. Aceste structuri prezintă dificultăţi de prelucrare la

cald, multe dintre ele au o anumita sensibilitate la coroziunea intergranulară.

Proprietăţile acestora se pot modifica prin durificare structurală.

Oţelurile inoxidabile austenitice se caracterizează printr-un conţinut

scăzut de carbon (C<0,1%), un conţinut de 1225% Cr şi 830% Ni, având o

anumita proporţie de echivalent în elemente alfagene şi gamagene şi o stabilitate

a austenitei până la temperaturi foarte scăzute. Aceste oţeluri au caracteristici

mecanice deosebite, rezistenţă bună la coroziune, se prelucrează uşor prin

deformare plastică şi o comportare bună la sudare.

Oţelul inoxidabil austenitic are o duritate mai scăzută decât oţelul

inoxidabil martensitic, dar are o mai bună rezistenţă la coroziune decât acesta;

de aceea, în domeniul dispozitivelor medicale, sunt utilizate la fabricarea

implanturilor ortopedice şi a instrumentelor chirurgicale netăioase (cum ar fi

ghidaje de burghie sau dispoziţie pentru localizare).

51

Marca reprezentativă pentru oţelurile inoxidabile austenitice este cea care

conţine 18% Cr, respectiv 8% Ni, calitate care este utilizată cu precădere. Aceste

oţeluri nu au punct de transformare, cel puţin deasupra temperaturii ambiante.

Ele sunt formate dintr-o singură fază, putând dizolva la cald cantităţi relativ

importante de carbon, păstrându-l în stare de suprasaturare după o răcire

bruscă.

Proprietăţile de bază ale oţelurilor inoxidabile se pot grupa pe anumite

categorii:

proprietăţi mecanice (rezistenţa mecanică, rezistenţa la uzură);

rezistenţa la coroziune;

proprietăţi tehnologice (deformabilitatea la cald şi la rece,

aşchiabilitatea, sudabilitatea).

proprietăţi economice (costul materiilor prime, costuri legate de

procesare)

Oţelurile inoxidabile austenitice au fost alese pentru a fi utilizate ca

biomateriale încă de la primele încercări în domeniu, datorită faptului că au o

bună rezistenţă la coroziune. În timp, utilizarea în medicină şi stomatologie a

produselor realizate din oţeluri inoxidabile austenitice a condus la stabilirea şi

întocmirea unor norme specifice.

Tabelul 4.3. Conexiunea compoziţie chimică-structură-proprietăţi pentru oţelurile

inoxidabile

Compoziţie chimică Structură Proprietăţi

IMPURITĂŢIMARTENSITICĂ

Rezistenţa la coroziune

Mecanice

FERITICĂ

Tehnologice

CrEconomice

52

AUSTENITICĂ

Rezistenţa la coroziune

Ni

Economice

AUSTENITO-FERITICĂ

Mecanice

Tehnologice

Cel mai utilizat în practică pentru execuţia implantelor este oţelul inoxidabil

tip 316L (F138, conform ASTM). Acest oţel are mai puţin de 0,030% C pentru a

reduce posibilitatea coroziunii, fapt indicat de litera L din denumirea 316 L. Aliajul

316 L este format predominant din fier (60-65%) aliat cu cantitati mari de crom

(17-19%) si nichel (12-14%), plus cantitati minore de azot, mangan, molibden,

fosfor, siliciu si sulf. Raţiunea adaosului acestor elemente de aliere este data de

micostructura generala si de suprafaţa a metalului. Rolul cheie al cromului este

de a permite dezvoltarea unui otel rezistent la coroziune prin formarea unui oxid

puternic aderent la suprafaţa (Cr2O3) Cu toate acestea, inconvenientul este ca,

cromul are tendinţa de a stabiliza faza feritica (cub cu volum centrat) care este

mai slaba decât austenita (cub cu fete centrate). Molibdenul si siliciul de

asemenea sunt stabilizatori de ferita. Pentru a contracara aceasta acţiune de

formare a feritei, se adaugă nichelul pentru stabilizarea fazei austenitice.

Trebuie menţionat faptul că asigurarea unui conţinut ridicat de azot (0.04-

0.1% N), contribuie la plasarea în zona optimă din domeniul austenitic. S-au

stabilit deja unele variante de compoziţie chimică a unor oţeluri inoxidabile

austenitice aliate cu azot, utilizate cu bune rezultate experimentale la execuţia

unor dispozitive pentru osteosinteză.

Specificaţiile de compoziţie chimică ale oţelurilor inoxidabile utilizate ca

biomateriale se situează în general între limitele valorilor prezentate în tabelul

4.4.

Echilibrarea compoziţiei chimice cu tratamente termice la temperaturi

corespunzătoare asigură în mod practic în cazul oţelului inoxidabil austenitic tip

53

316 L absenţa feritei. În consecinţă, optimizarea caracteristicilor mecanice şi

fizice ale oţelurilor inoxidabile austenitice pentru osteosinteză necesită

echilibrarea riguroasă a compoziţiei chimice având în vedere factorii de influenţă

prezentaţi.

Rezistenţa deosebită la coroziune a oţelurilor inoxidabile este datorată

formării şi menţinerii pe suprafaţa materialului metalic a unei pelicule de

protecţie, care în anumite condiţii de mediu şi exploatare este rezistentă chimic şi

mecanic. În condiţii specifice de utilizare pelicula protectoare se poate rupe, şi

atunci apare fenomenul de coroziune, care duce la deteriorarea materialului

metalic. Oţelurile inoxidabile austenitice utilizate ca biomateriale sunt supuse cu

precădere următoarelor tipuri de coroziune: pitting, în crevasă, intergranulară,

sub tensiune.

Tabel 4.4. Compoziţia chimică a unor oţelurile inoxidabile austenitice

utilizate ca biomateriale

Denumire ASTM Denumire comercială

(norme AISI)

Compoziţie chimică

(%)

Observaţii

F55(bara, sarma)F56(tabla, banda)F138(bara, sarma)F139 (tabla, banda)

316LVM316L316L316L

60-65 Fe17,00-19,00 Cr12,00-14,00 Ni2,00-3,00 Momax 2,0 Mnmax 0,5 Cumax 0,03 Cmax 0,1 Nmax 0,025 Pmax 0,75 Simax 0,01 S

- pentru F55 şi F56 se specifică o valoare de max. 0,03 P şi max. 0,03S- pentru F13 şi F139 se specifică o valoare de max.0,010 S- LVM = topire în vid scăzut

F745 316Lturnat

60-69 Fe17,00-19,00 Cr11,00-14,00 Ni2,00-3,00 Momax 0,06 Cmax 2,0 Mn max 0,045 Pmax 1,00 Simax 0,030 S

Tratamentele termice specifice otelurile inoxidabile austenitice sunt:

călirea de punere în soluţie;

recoacerea de detensionare;

54

recoacerea de sensibilizare la coroziune.

Toate acestea au ca scop principal creşterea rezistentei la coroziune a

oţelurilor inoxidabile austenitice şi cunoaşterea temperaturilor critice la care

apare sensibilitatea la coroziune.

Implantelor şi instrumentelor chirurgicale realizate din oţel inoxidabil

austenitic li se aplică, în mod obişnuit, un tratament de bombardare cu particule,

ca o operaţie finală de suprafaţă. Particule uşoare de alumină sau praf de silică

sunt pulverizate pe suprafaţa instrumentelor pentru a crea o terminaţie uşor

texturată. Pulverizarea de particule este urmată de o lustruire electrochimică

controlată, pentru a elimina orice contaminare şi a creşte rezistenţa la coroziune.

Lustruirea electrochimică constă în aplicarea unui curent electric unui

implant imersat într-o soluţie cu o anumită formulă chimică, punând anumite

condiţii de timp şi de tensiune. Acest tratament scade asprimea, rugozitatea

suprafeţei implantului şi furnizează o bună suprafaţă de fricţiune şi o excelentă

rezistenţă la coroziune. Pentru anumite cazuri, unele implante pot fi călite

înaintea lustruirii electrochimice. Suprafaţa implantului este obiectul unui impact

puternic cu particulele metalice aflate în soluţia de electrolit, realizându-se astfel,

în condiţii bine definite, o rugozitate foarte redusă.

Pulverizarea de particule plus lustruirea electrochimică asigură

implantelor şi instrumentelor chirurgicale o suprafaţă mată, uniformă şi rezistentă

la coroziune având o proprietate de reflectare a luminii redusă, lucru dorit în

camera de operaţii. Durata de viaţă a instrumentelor chirurgicale, în special a

celor cu muchii tăietoare, se poate prelungi atunci când îngrijirea corectă şi

procedurile de mânuire şi de sterilizare cu abur sunt respectate.

4.1.2. Aliaje de tip Co-Cr

Aceste aliaje au în compoziţia lor crom şi cobalt, elemente ce pot fi

amestecate în orice proporţie, în stare lichidă sau solidă. Din cauza strălucirii lor

remarcabile, aceste aliaje au fost denumite şi „stellite” (din latinescul stella-stea).

55

Cobaltul este un metal greu, cu densitate 8.90 kg/dm3, care se topeşte la

1493oC şi prezintă două modificări polimorfe: Co cu structură H.C., stabil până la

4170C, şi Co cu structură C.F.C., care este stabil între 4170C-14930C.

Cobaltul are proprietăţi fizico-chimice asemănătoare fierului şi nichelului,

remarcându-se foarte buna permeabilitate magnetică. Este feromagnetic până la

temperatura de 11210C, când devine paramagnetic. Are duritatea de ordinul 126

HB, rezistenţa la rupere aproximativ 26 daN/mm2 şi alungirea la rupere până la

8%.

La temperatura camerei, cobaltul este stabil în aproape orice mediu: aer

uscat şi umed, apă, în hidroxizi şi în soluţiile diluate ale acizilor organici. Însă la

încălzirea peste 3000C, cobaltul se oxidează puternic.

Cobaltul nu este toxic pentru om, animale sau plante, el încadrându-se în

categoria oligoelementelor indispensabile vieţii, intrând totodată şi în compoziţia

vitaminei B12.

Proprietatea oxizilor CoO şi Co3O4 de a forma soluţii solide viu colorate în

albastru, verde, roz, cu diferiţi oxizi metalici este utilizată în industria ceramică, a

sticlei şi a emailurilor.

Aliajele pe bază de cobalt sunt mai uşoare decât aliajele din aur şi la fel de

rezistente la coroziune. Datorită proprietăţilor mecanice bune şi a rezistenţei la

coroziune în condiţii dificile de mediu, aliajele de tip Co-Cr sunt utilizate adesea

pentru fabricarea implanturilor dentare şi ortopedice. Superaliajele pe bază de

cobalt sunt aliaje cu refractaritate deosebită. Ele conţin Co, Ni şi Fe şi mici

proporţii de C, Si, Mn, dar pot conţine şi Mo, W, Ta, Nb, Ti, B.

Principalele aliaje de tip Co-Cr utilizate ca biomateriale, prezentate în

tabelul 4.5., sunt Haynes-Stellite 21 si 24 (ASTM F 75 şi F 90), aliajul forjat Co-

Cr-Mo (ASTM F 799), aliajul multifazic MP35N (ASTM F 562). Aliajul Haynes-

Stellite 21 se obţine prin turnare centrifugală de precizie, aliajul fiind topit la 1350-

14500C şi apoi turnat în forme ceramice de forma implantului dorit. Odată ce

metalul s-a solidificat în formă, forma ceramica se sparge şi este îndepărtata, iar

procesarea continuă în vederea obţinerii formei finale a implantului. Pentru a fi

evitate problemele ce pot apare datorită turnării in cazul aliajului Haynes-Stellite

56

21, s-au folosit metodele metalurgiei pulberilor pentru a se îmbunătăţi

proprietăţile mecanice ale acestora. La modul general, proprietăţile îmbunătăţite

ale aliajului fabricat prin presare izostatica la cald (HIP) faţă de cele din stare

turnată.

Tabelul 4.5. Compoziţiile chimice al aliajelor pe baza de cobalt utilizate ca

biomateriale

Materialul Denumirea ASTM

Denumirea comercială

Compoziţie(%)

Observaţii

Co-Cr-Mo F75 VitalliumHaynes Stellite 21Protasul-2Micrograin- Zimaloy

58,9-69,5 Co27,0-30,0 Cr5,0-7,0 Momax 1,0 Mnmax 1,0 Simax 1,0 Nimax 0,7 Femax 0,5 C

-Vitalium este marca înregistrata a firmei Howmedica- Haynes Stellite 21 (HS 21) este marca firmei Cabot Corp.- Protasul 2 este marca firmei Sulzer AG, Elvetia- Zimaloy este marca firmei Zimmer, SUA

Co-Cr-Mo F799 Co-Cr-Mo forjatCo-Cr-Mo termomecanicFHS

58,0-59,0 Co26,0-30,0 Cr5,0-7,0 Momax 1,0 Mnmax 1,0 Simax 1,0 Nimax 1,5 Femax 0,35 Cmax 0,5 N

- FHS= rezistenţă ridicată prin forjare

Co-Cr-W-Ni F90 Haynes Stellite 25

45,5-56,2 Co19,0-21,0 Cr14-16 W9,0-11,0 Nimax 3,00 Fe1,00-2,00Mn0,05-0,15 Cmax 0,04Pmax 0,40 Simax 0,03 S

-Haynes Stellite 25 (HS25) este marca firmei Cabot Corp.

Co-Ni-Cr-Mo-Ti F562 MP 35 NBiophaseProtasul-10

29-38,8 Co33,0-37 Ni19,0-21,0 Cr9,0-10,5 Momax 1,0 Timax 0,15 Simax 0,010 Smax 1,0 Femax 0, 15 Mn

-MP35 N este marcă a firmei SPS Technologies.- Biophase este marcă a companiei Richards Medical- Protasul 10 este marca companiei Sulzer, AG Elveţia

Conform datelor din literatură, aliajele Co-Cr au o duritate de 300 HB, cu

50% mai mare decât cea a aliajelor de aur extradur. Totodată, ele prezintă şi o

57

rezistenţă mare la uzură. Aliajele Co-Cr au o rezistenţă mare la rupere, la

oboseală şi la coroziune, dar au o mică alungire la rupere, ceea ce implică riscul

unei ruperi fragile.

Aliajele Co-Cr prezintă însă probleme legate de slaba adeziune la

ţesuturile osoase şi a reacţiilor alergice pe care le determină cobaltul în

organism, uneori chiar şi după 15 luni de la extragerea implantelor constându-se

concentraţii ridicate de cobalt în sânge şi în plasmă.

În tabelul 4.6. sunt prezentate câteva proprietăţi mecanice ale aliajelor Co-

Cr. Se observă că modulul lui Young pentru aliajele Co-Cr are valori ridicate,

influenţând astfel în mod negativ bioadeziunea. Astfel, deformaţiile elastice ale

implantelor şi presiunea ridicată de apăsare se transferă asupra osului, fapt ce

constituie un neajuns important.

Tabelul 4.6. Proprietatile mecanice tipice ale aliajelor pe baza de cobalt utilizate ca

biomateriale

Denumire ASTM

Stare Proprietăţi mecanice

Modul lui Young (GPa)

Limita de curgere (MPa)

Tensiunea de rupere(Mpa)

Rezistenţa la oboseala (107

cicluri)

F75

F799

F90

F562

Turnat-recopt

PM HIP

Forjat la cald

Recopt

Deformat la rece

(44%)

Forjat la cald

Deformat la rece,

imbatranit

210

253

210

210

210

232

232

448-517

841

896-1200

448-648

1606

965-1000

1500

655-889

1277

1399-1586

951-1220

1896

1206

1795

207-310

725-950

600-896

-

586

500

689-793

4.1.3. Titanul si aliajele de titan

Titanul este unul din cele mai răspândite metale în natură; concentraţia

titanului în scoarţa terestră, exprimată în procente masice, este 0.63%, ocupând

58

locul 7, după Al (8.8%), Fe (5.1%), Ca (3.6%), Na (2.64%), K (2.6%) şi Mg

(2.1%).

Tehnologia elaborării titanului este scumpă pentru că:

titanul este puternic legat chimic în compuşii existenţi ca minerale

(minereuri de titan);

titanul reacţionează puternic cu multe elemente chimice;

titanul absoarbe gaze;

elementele magneziu şi sodiu utilizate la reducerea metalotermică a

TiCl4 sunt scumpe;

purificarea TiCl4 este scumpă;

obţinerea titanului de înaltă puritate prin electroliză sau prin metoda

iodurii este scumpă.

Considerând TiO2 ca principala sursă de titan, tehnologia obţinerii titanului

prezintă următoarele etape:

separarea TiO2 din minereul de titan;

reacţii chimice pentru trecerea de la TiO2 la TiCl4;

purificarea TiCl4 prin filtrare şi distilare;

reducerea metalotermică sau cu hidrogen a TiCl4 (sau al altui compus

al titanului);

obţinerea titanului de înaltă puritate prin metoda iodurii, electroliză,

topire zonară verticală, etc..

Există mai multe mărci de titan nealiat, diferenţiate prin conţinutul de

impurităţi, prezentate în tabelul 4.7.

Tabel 4.7. Diferite mărci de titan nealiat

MARCA Conţinutul de impurităţi [%]

Fe Si C Cl N O

TG-100 0.07 0.04 0.03 0.08 0.02 0.04

TG-105 0.08 0.05 0.03 0.08 0.025 0.05

TG-110 0.09 0.05 0.03 0.08 0.03 0.05

TG-120 0.11 0.05 0.04 0.08 0.03 0.065

59

TG-130 0.13 0.05 0.04 0.1 0.03 0.08

TG-140 0.15 0.05 0.05 0.1 0.03 0.09

TG-155 0.2 0.08 0.06 0.1 0.04 0.1

TG-170 0.23 0.08 0.06 0.12 0.05 0.1

TG-190 0.3 0.1 0.06 0.12 0.06 0.1

În general, elementele de aliere sunt introduse într-un element (metal) de

bază pentru a obţine o structură fazică şi o microstructură care să poate fi

modificate prin anumite transformări structurale (mai ales transformări de fază),

realizate prin diferite tratamente, astfel încât să se obţină anumite proprietăţi

cerute de utilizarea raţională şi eficientă a aliajelor în construcţia unor dispozitive.

În titan, principalele elemente de aliere sunt: Al, Mo, V, Mn, Sn, Cr, Zr, Cu,

W, Ta, Fe, Si. Pentru ca prin aliere să se obţină rezultatele scontate, metalul de

bază trebuie supus în prealabil unor operaţii de purificare, de micşorare a

concentraţiilor elementelor impurificatoare, şi să se obţină astfel anumite

proprietăţi cerute de utilizarea raţională şi eficientă a acestora.

Principalele elemente impurificatoare în titan sunt: O, N, C, H, Fe, Si.

Uneori, deşi concentraţiile unor elemente impurificatoare (impurităţi) inevitabile

sunt foarte mici, acestea sunt considerate şi utilizate ca elemente de aliere

pentru îmbunătăţirea unor proprietăţi, controlându-se riguros conţinutul lor în

aliaje. De exemplu, oxigenul în titan produce o creştere importanţă a rezistenţei

mecanice, iar diferitele elemente de aliere şi impurităţi care se dizolvă în titanul

solid pot forma soluţii solide substitiţionale, interstiţiale sau ambistiţiale.

Deoarece titanul prezintă transformarea polimorfică:

8820C

Ti (HC) Ti (CVC)

structura şi proprietăţile titanului, ca şi a aliajelor sale, sunt influenţate de factorii

care pot să modifice temperatura de transformare polimorfică T pTi. Viteza de

răcire, de sute sau chiar mii de grade Celsius pe secundă nu deplasează TipTi;

doar la o viteză de răcire de 10.0000C/s se constată o micşorare a TpTi cu 300C.

60

Alierea titanului poate produce deplasări mari ale TpTi. Toate elementele

chimice prezente în titan, fie elemente de aliere, fie impurităţi se clasifică după

influenţa pe care o au asupra TpTi. Elementele care ridică temperatura de

transformare polimorfică şi, ca urmare, lărgesc domeniul soluţiei solide pe bază

de Ti, se numesc elemente -stabilizatoare (sau -gene). Unele elemente -

stabilizatoare se dizolvă substituţional, iar altele se dizolvă interstiţial în Ti.

Elementele -stabilizatoare care formează soluţii solide substituţionale

sunt: Al, Sn, Ga, Sc, Y, La, Ce, Gd, Ge, In. Elementele -stabilizatoare care

formează soluţii solide interstiţiale sunt: O, N, C, B.

În aliajele Ti-(EA -gen), subrăcirea fazei sub intervalul transformărilor

(+)/ nu este posibilă nici chiar la viteze mari de răcire. Toate elementele

gene au o solubilitate parţială în Ti solid. La concentraţii care depăşesc limita de

solubilitate, în DEB, Ti-(EA -gen) are loc o transformare peritectoidă cu

participarea unor compuşi sau soluţii solide ordonate.

Elementele care coboară temperatura de transformare polimorfică şi, ca

urmare, lărgesc domeniul soluţiei solide , pe bază de Ti, se numesc elemente

-stabilizatoare (sau -gene).

Elementele -stabilizatoare care formează soluţii solide substituţionale

sunt: Mo, V, Mn, Cr, Zr, Hf, Cu, W, Ta, Fe, Si, Nb, Re, Ru, Rh, Os, Ir, Be, Co, Ni,

Pd, U, Ag, Au, Pb, Bi. Elementul -stabilizator care formează soluţie solidă

interstiţială este hidrogenul. Elementele -stabilizatoare pot fi împărţite în trei

subgrupe.

În prima subgrupă, sunt elemente care la o concentraţie suficient de mare

de element de aliere, faza devine stabilă la Tord, aceste elemente se numesc -

izomorfe şi sunt Mo, V, Nb, Ta.

A doua subgrupă cuprinde elemente pseudo--izomorfe (Ru, Rh, Re, Os,

Ir, W), aceste elemente vor da părţii dinspre Ti a DEB un aspect similar ca

elementele -izomorfe. La o concentraţie suficient de mare de EA faza este

solidă la Tord, dar la concentraţie mică apar faze noi şi transformări invariante. În

cazul W, transformarea invariantă este monotectoidă

’ + ”;

61

sub temperatura monotectoidă se află un domeniu bifazic + ”, similar cu

domeniul + din cazul EA -izomorfe.

În ambele subgrupe, la o concentraţie suficientă de EA, la călire, faza

martensitică ’ este înlocuită de faza martensitică ”.

A treia subgrupă cuprinde elementele Cr, Mn, Fe, Ni, Cu, Pb, Be, Si, Ag,

Au, numite elemente -eutectoide pentru că la temperaturi scăzute în diagrama

de echilibru fazic binara (DEB) Ti-Ea se desfăşoară o transformare eutectoidă

+ .

Unele elemente de aliere influenţează foarte puţin asupra TpTi şi de

aceea se numesc elemente neutre sau durificatori neutri; aşa se comportă: Zr,

Hf, Ge, Sn, Th.

Pe baza acestor analize, clasificarea elementelor de aliere şi a

elementelor impurificatoare în titan poate fi prezentată concis sub forma unei

scheme generale.

CLASIFICAREA ELEMENTELOR DE ALIERE ŞI A ELEMENTELOR

IMPURIFICATOARE ÎN TITAN

1. ELEMENTE - STABILIZATOARE

1.1.- Elemente substituţionale Al, Ge, In

1.2.- Elemente interstiţiale O, N, C

2. ELEMENTE NEUTRE (DURIFICATORI NEUTRI), substituţionale Zr, Hf, Ge, Sn, Th

3. ELEMENTE STABILIZATOARE

3.1.- Elemente substituţionale

3.1.1.- - izomorfe Mo, V, Nb, Ta

62

3.1.2.- Pseudo - - izomorfe Ru, Rh, Re, Os, Ir, W

3.1.3.- - eutectoide

Faza fixabilă prin călire: Cr, Mn, Fe, Co, Ni

Faza nefixabilă prin călire: Si, Cu, Ag

3.2.- Elemente interstiţiale, - eutectoide H

63

Proprietăţile mecanice ale unor mărci de titan, în funcţie de conţinutul de

impurităţi, sunt prezentate în tabelul 4.9.

Tabelul 4.9. Proprietăţile mecanice ale diferitelor mărci de titan

MARCA Conţinutul de impurităţi [%] HB, Rm, A, Z,

Fe Si C Cl N O [daN/mm2] [daN/

mm2]

[%] [%]

TG-100 0.07 0.04 0.03 0.08 0.02 0.04 max. 100 - - -

TG-105 0.08 0.05 0.03 0.08 0.025 0.05 101-105 - - -

TG-110 0.09 0.05 0.03 0.08 0.03 0.05 106-110 - - -

TG-120 0.11 0.05 0.04 0.08 0.03 0.065 111-120 38 36 64

TG-130 0.13 0.05 0.04 0.1 0.03 0.08 121-130 - - -

TG-140 0.15 0.05 0.05 0.1 0.03 0.09 131-140 46 28 50

TG-155 0.2 0.08 0.06 0.1 0.04 0.1 141-155 - - -

TG-170 0.23 0.08 0.06 0.12 0.05 0.1 156-170 53 24 42

TG-190 0.3 0.1 0.06 0.12 0.06 0.1 171-190 60 20 35

Titanul este un metal reactiv şi absorbant de gaze. Pe lângă proprietăţile

fizico-mecanice superioare, titanul se caracterizează printr-o bună rezistenţă la

coroziune în multe medii, datorită formării unei pelicule superficiale, fine, de TiO2

cu rol protector. Stratul de protecţie conţine şi alţi oxizi sau hidruri de titan, în

funcţie de natura mediilor corosive.

Principalul element de aliere în aliajele industriale de titan este aluminiul,

el fiind prezent în aproape toate aliajele de titan (cu deosebire, în aliajele

sudabile) pentru că este uşor accesibil şi economic. Se poate considera că Al şi

DEB Ti-Al sunt la fel de importante pentru aliajele de titan, precum sunt C şi DEB

Fe-C pentru aliajele de fier. (DEB - diagrama de echilibru binar).

Toate implantele din titan pur sunt supuse unei operaţii de anodizare,

pentru a se obţine o suprafaţă anodizată special, care creşte grosimea filmului de

oxid protector. Implantele sunt imersate într-o soluţie chimică şi o tensiune

electrică cunoscută este aplicată pe durate de timp diferite. Culoarea specifică

produsă depinde de stratul de oxizi format. Acest lucru este controlat în procesul

de anodizare. De asemenea, implantele din aliaje de titan pot fi introduse într-o

64

îmbrăcăminte ceramică şi apoi pasivate chimic în acid azotic, sau li se poate

aplica un tratament final de suprafaţă.

Creşte cantitatea de elemente stabilizatoare

ale fazei alfa ( )

Creşte cantitatea de elemente stabilizatoare

ale fazei beta ( )

STRUCTURA STRUCTURApreponderent

STRUCTURAmixtă

-

STRUCTURApreponderent

STRUCTURA

Tinealiat

Ti-5Al

-2,5Sn

Ti-8Al-1Mo-1V

-2Sn

Ti-6Al-2Mo-4Zr

Ti-6Al -4V

Ti-6Al-6V

-2Sn

Ti-8Mn

Ti-8Mo-8V -2Fe-3Al

Ti-13V-11Cr-3Al

Creşte densitateaCreşte efectul termic

Creşte rezistenţa mecanicăCreşte rezistenţa la fluaj

Creşte sensibilitatea la deformareÎmbunătăţeşte sudabilitatea

Îmbunătăţeşte prelucrabilitatea

Figura 4.2. Efectul elementelor de aliere asupra structurii şi proprietăţilor titanului şi clasificare aliajelor de titan

În afară de aliajul cu memoria formei Ti-Ni şi de aliajul devenit de acum

“clasic” Ti6Al4V, (având compoziţia chimică următoare: 88,3-90,8 %Ti; 5,5-6,5

%Al; 3,5-4,5 %V; max 0,08 %C; 0,0125 %H; max 0,25 %Fe; max.0,05 %N; max

0,13 %O) se mai folosesc la fabricarea implanturilor chirurgicale şi alte aliaje,

cum ar fi: Ti-Nb, Ti-Ta, Ti-Zr-Nb, Ti-Sn-Nb, care datorită costului ridicat se

65

Elemente

alfa ( )

stabilizatoare

(Al, O2, N2)

Elemente

beta ( )

stabilizatoare

(Mo, V, Cr)

folosesc mai puţin, sau Ti5Al2.5Fe, studiat îndeosebi în Europa şi care are

avantajul de a elimina elementele scumpe (V,Nb,etc.), dar are proprietăţi puţin

mai scăzute decât celelalte aliaje de titan. Aliajele de titan biocompatibile (de

exemplu: Ti6Al7Nb, Ti6Al4V) sunt apreciate de grupul ASTM ca fiind materiale

ce vor fi folosite cu precădere la fabricarea implanturilor chirurgicale.

Aliajele Ni-Ti, de tip Nitinol, fac parte din categoria aliajelor cu memoria

formei şi li se preconizează o utilizare pe scară largă pentru execuţia diferitelor

dispozitive medicale, de la ustensile chirurgicale la implanturi permanente,

precum: cleme pentru anevrisme intracraniene, filtre pentru vena cavă, muşchi

artificiali contractili pentru inima artificială, implanturi ortopedice.

Cele mai multe dintre aplicaţiile recente ale NiTi sunt destinate găsirii unor

soluţii în domeniul cardiovascular. Primul dispozitiv vascular din NiTi a fost în

1977 pentru tratarea embolismului pulmonar. Nitinolul este utilizat şi în urologie

pentru tratarea prostatei. Primele încercări de a studia utilzarea NiTi ca potenţial

material pentru implanturi au fost făcute de către Jonhson şi Alicandri la sfârşitul

anilor 1960. De atunci s-au făcut mai multe studii cu privire la comportarea

implanturilor executate din acest aliaj. În 1981 s-a utilizat clinic pentru prima dată

un implant executat din nitinol.

Cele mai cunoscute aplicaţiile medicale ale nitinolului sunt filtrul Simon şi

ancorele de sutură osoasă Mitek. Filtrul Simon SNF e un instrument de forma

unei umbrele dispusă prin memoria formei de a prinde cheagurile de sânge din

cava venei. SNF s-a dezvoltat prin anii 1970 şi de atunci a fost folosit cu succes

la sute de pacienţi. Ancorele de sutură Mitek au revoluţionat domeniul de

chirurgie ortopedică furnizând o ataşare sigură, stabilă pentru tendoane,

ligamente şi alte ţesuturi moi la os. Constând din titan sau având în compoziţie

NiTi cu două sau mai multe arcuri de fire NiTi, ancora Mitck e introdusă printr-o

mică incizie în golul făcut în os. Un alt exemplu de dispozitiv medical care poate

beneficia de avantajele conferite de nitinol este articulaţia artificială a gleznei.

Biocompatibilitatea excelentă, o rezistenţă mare la coroziune şi o

citocompatibilitate excelentă a nitinolului au făcut posibile aceste aplicaţii unice.

Trebuie precizat că nichelul din nitinol este legat chimic cu titanul într-o legătură

66

intermetalică puternică, aşa că riscul unor reacţii nedorite la nichel este extrem

de scăzută.

4.1.4. Aliaje dentare

Orice aliaj utilizat ca biomaterial în stomatologie trebuie să îndeplinească

cel puţin câteva condiţii, în vederea eliminării oricărui risc pentru sănătatea

pacienţilor:

compoziţia sa chimică nu trebuie să aibă efecte fiziologice nedorite, atât

asupra pacientului, cât şi asupra operatorului;

trebuie să reziste la coroziune şi la modificările fizice în fluidele orale;

proprietăţile fizico-mecanice să fie satisfăcătoare şi variabile, în funcţie de

utilizare;

să fie relativ uşor de fabricat şi de prelucrat în laboratoarele de tehnică

dentară;

să fie uşor de procurat, cât mai ieftine şi uşor accesibile.

Deşi au fost făcute progrese deosebite în ultimii ani în direcţia descoperirii

de noi aliaje dentare, toate aceste condiţii sunt îndeplinite în cea mai mare

măsură de către aliajele de aur.

Aurul a fost folosit de foarte multă vreme în stomatologie ca material

restaurativ, sub formă de sârma si benzi din metal pur, abia mai tarziu fiind

utilizat in combinatie cu alte metale, sub forma de aliaje. El a fost utilizat initial in

stare pura deoarece se gasea in natura sub aceasta forma, nefiind necesara

aplicarea unor tehnologii si utilaje metalurgice deosebite pentru procesarea lor.

Aurul pur este un metal moale, maleabil si ductil, care prezinta o mare

rezistenta la oxidare in mediul obisnuit. Are o culoare galben intens, stralucitoare

dupa lustruire, si o temperatura de topire de 1063C. Greutatea specifica a

aurului pur este cuprinsa intre 19,30-19,33, ceea ce face ca sa fie unul din cele

mai grele metale. Cristalizeaza in sistem cubic, formeaza aliaje cu multe metale,

are o afinitate redusa fata de oxigen si este foarte rezistent la acizi. Aurul are cea

67

mai mare rezistenta la conditiile mediului bucal, comparativ cu alte metale sau

aliaje.

Impuritatile, chiar si in cantitati mici, au un efect pronuntat asupra

proprietatilor mecanice ale aurului si aliajelor sale. De exemplu, prezenta a

0,2%Pb face ca aurul sa devina casant, iar o cantitate foarte mica de Ca se

adauga obligatoriu pentru ameliorarea proprietatilor mecanice.

Aurul pur este utilizat sub diferite forme: mat, spongios, cristalin, dar mai

ales sub forma de folie. Aurul mat este extrem de pur, se obtine electrolitic si este

utilizat la obturarea dintilor. Aurul cristalin se obtine prin metode electrolitice, dar

ca si aurul spongios, este mai greu de manipulat si nu se foloseste in mod

curent, fiind preferat aurul mat.

Foliile de aur se obtin prin tehnica denumita “bataia aurului”. Metoda

consta in aplicarea unor operatii de laminare, urmat de un tratament termic de

recoacere dupa fiecare trecere, pana la o grosime de 0,0025 mm. Banda de aur

se taie in placute mici care se aseaza intre doua foite de hartie, acestea

punandu-se unele peste altele pana se formeaza pachete de aproximativ 200

placute de aur, care sunt batute cu ciocanul pana la obtinerea grosimii dorite.

Dupa baterea cu ciocanul, foliile sunt separate cu atentie.

Plombele dentare din aur sunt introduse prin două modalităţi: turnare şi

presare. Restaurările prin turnare presupun în primul rînd, un mulaj din ceară a

cavităţii dentare, cu ajutorul căruia se confecţionează o formă de turnare dintr-un

material refractar, în această formă turnandu-se ulterior aurul topit.

Restaurările prin presare se realizează prin presarea în cavitatea dentară

a unor straturi succesive de foiţe de aur pur, cu grosimi ce variază între 0.001 şi

0,007 mm. Foiţele sunt degazate înainte de utilizare în scopul evaporării

impurităţilor. Straturile depuse succesiv, prin presare, se vor suda între ele la

temperatura camerei datorită proceselor de difuzie atomica dintre straturi.

Presarea, prin care se asigură unirea fragmentelor de aur într-o obturaţie

omogenă, se poate realiza prin mai multe tehnici: manual, utilizând instrumente

şi ciocan de mână; presare pneumatică; presare electronică (este metoda cea

mai bine controlată).

68

Dar pentru a se obtine implante dentare sau alte structuri necesare in

stomatologie (coroane, punti sau restaurari dentare) este necesara combinarea

mai multor metale, pentru a se obtine aliaje cu proprietati superioare. Aceste

aliaje se obtin in mare parte din combinarea aurului cu alte metale nobile si

anumite metale comune, precum Zn si Cu.

Metalele nobile sunt cele 6 metale din grupa Pt (platina-Pt, paladiu-Pd,

iridiu, radiu-Ra, osmiu si ruteniu). Dintre aceste elemente, platina si paladiul sunt

cele mai utilizate in stomatologie, ele avand o rezistenta deosebita la coroziune

in mediul bucal, proprietati mecanice excelente si cel mai scazut punct de topire

dintre metalele nobile (1550C, respectiv 1755C).

Metalele nobile, impreuna cu argintul, sunt denumite metale pretioase,

pretios insemnand in acest caz ca se gaseste in cantitate mica in natura.

Platina are culoare alb-albastruie, o duritate apropiata de cea a cuprului,

greutatea specifica de aproximativ 21,3. Este ductila si maleabila, dar tenace,

putand fi trasa in folii sau fire foarte subtiri. Se executa pivoti de platina, dar mai

frecvent intra in compozitia aliajelor, crescand duritatea si elasticitatea.

Paladiul este utilizat ca inlocuitor al platinei in aliaje, deoarece prezinta

proprietati apropiate si este mai ieftin decat aceasta. Este maleabil si ductil, are

greutatea specifica jumatate din cea platinei, impiedica coroziunea argintului in

mediul bucal si se aliaza usor cu aurul.

Argintul are culoarea alba, este maleabil, ductil, se topeste la 950,5C si

mai dur decat aurul, dar mai moale decat cuprul. Argintul este utilizat si in

chirurgie, sub forma de placi sau sarme, dar predominant intra in compozitia

aliajelor dentare. Argintul si aurul se aliaza rapid pentru a forma o solutie solida,

argintul fiind din acest motiv componentul de baza al aliajelor de aur. De

asemenea, argintul conduce la neutralizarea culorii rosii prezenta la aliajele de

aur care au un continut mare de cupru.

Indiul este un metal moale, cu punct de topire scazut (156C), care se

foloseste in cantitati mici in aliajele de aur ca inlocuitor al zincului.

69

Staniul este un metal stralucitor, alb si care se combina cu Pt si Pd pentru

a produce un efect de intarire si de crestere a casabilitatii. In aliajele de aur, nu

trebuie sa depaseasca 5%.

Zincul este prezent in multe aliaje de aur, in cantitati mici, pentru ca

actioneaza ca dezoxidant in timpul turnarii aliajelor, scade valoarea temperaturii

de topire a aliajului şi elimină totodată oxizii formaţi în timpul turnării.

Cuprul este un metal maleabil si ductil, de culoare rosiatica, care utilizat

ca element de aliere creşte considerabil rezistenţa mecanică si duritatea.

Continutul de aur al aliajelor este indicat prin procentajul in greutate, care

indica finetea, desi in trecut s-a utilizat notiunea de carataj. Termenul carat se

refera in mod specific doar la continutul in aur al aliajului si reprezinta a 24-a

parte din intreg, exprimandu-se prin litera K. Finetea se refera numai la continutul

in aur si reprezinta numarul de parti de aur la 1000 parti de aliaj.

O clasificare a aliajelor cu continut de aur se poate face pe baza

continutului de metal nobil:

1. inalt nobil – cu 40% Au

– cu 60% metale nobile (Au, Pt, Pd)

2. nobil – cu 25% metale nobile (Au, Pt, Pd)

3. predominant de bază

– cu <25% metale nobile (Au, Pt, Pd)

Limitarea acestei clasificari este dată de faptul că aliaje având compoziţii

variate şi performante distincte pot intra în aceeaşi clasă generală. Această

clasificare, propusă în 1984, nu poate sistematiza şi ordona toate aliajele

dentare.

Din punct de vedere al scopului în care sunt folosite, aliajele de aur se pot

clasifica in:

aliaje de aur moi

aliaje de aur mediu-tari

aliaje tari

aliaje extradure pentru proteze partiale

aliaje de aur alb

70

In general aliajele de aur cu compozitii simple si continut mare de aur sunt

moi, fiind limitate la restaurari simple, de exemplu incrustatii. Cu cat tipul de

restaurare este mai complex, se doreste o imbunatatire a proprietatilor fizico-

mecanice si atunci compozitia aliajelor utilizate va fi mai complexa.

Aliajele dentare de aur, avand minimum 75% metale nobile (Au, Pt, Pd),

au fost impartite in patru tipuri care acopera toata gama restaurarilor dentare:

aliaje de tip I (moi) – pentru incrustatii care sunt supuse la presiuni

mici;

aliaje de tip II (mediu-dure) – pentru toate tipurile de incrustatii turnate,

pentru restaurari dentare;

aliaje de tip III (dure) – pentru punti, coroane, reconstituiri turnate a

dintilor

aliaje de tip IV (extradure) – pentru proteze partial mobile, culise,

coroane.

O alta clasificare este cea propusa de Naylor, in 1986, clasificare facuta

pe baza compozitiei chimice si prezentata in tabelul 4.11. Numele componentului

majoritar este primul, urmat de ceilalti in ordine descrescatoare. Alte metale, care

desi sunt in proportie redusa aduc diferentieri in ceea ce priveste proprietatile

aliajelor din acelasi sistem, cum ar fi Be, Cu, Co, Ag, sunt utilizate pentru a

identifica subsistemele ca grupe.

Tabel 4.11. Clasificarea aliajelor dentare (Naylor, 1986)

Tip de aliaj Sistem Grupa

Aliaje nobile

Au-Pt-Pd

Au-Pd-Ag>67%Ag

0-33%Ag

Au-Pd

Pd-Ag

>67%Pd

Co

Cu

Ag-Au

Aliaje de baza Ni-Cr cu Beriliu (Be)

71

fara Beriliu (Be)

Co-Cr

Alte sisteme

Amalgamele dentare reprezintă aliaje în care unul dintre componenţi este

mercurul (Hg). Motivul utilizării amalgamului ca material pentru plombele dentare

se datorează faptului că mercurul este lichid la temperatura camerei şi poate

reacţiona cu alte metale, precum argintul sau staniul, formând o masă plastică ce

poate fi uşor introdusă în cavitatea dentară, durificându-se în timp.

Pentru a plomba o cavitate dentară, se amestecă mercurul cu aliajul solid

prin triturare mecanică. Materialul rezultat este uşor deformabil şi uşor de

introdus în cavitatea dentară deja pregătită. Aliajul solid este compus din minim

65% Ag, maxim 29% Sn, 6% Cu, 2% Zn, şi 3% Hg.

Reacţia care are loc în timpul fixării amalgamului (priza amalgamului) este

următoarea:

în care:

- faza este Ag3Sn, - faza 1 este Ag2Hg3

- faza 2 este Sn7HgDiagrama de fază a sistemului Ag-Sn, prezentată în figura 4.3., indică

faptul că toate cele 3 faze sunt prezente într-un interval compoziţional larg.

Amalgamele dentare tipice conţin între 45% şi 55%Hg, între 35% şi 45%Ag,

aproximativ 15%Sn.

Rezistenţa mecanică creşte în timpul procesului de fixare, amalgamul

atingînd un sfert din valoarea finală a rezistenţei după 1 oră, valoarea finală

maximă fiind atinsă după o zi.

72

4.2. BIOMATERIALE CERAMICE

Materialele ceramice sunt substanţe anorganice care pot fi simple

elemente nemetalice (C, S, B) sau compuşi definiţi de tip MxNy formaţi dintr-un

metal şi un nemetal din jumătatea dreaptă a tabelului periodic al elementelor (O,

F, Cl, S, C, N).

Din punct de vedere structural, materialele ceramice pot fi:

cristaline, având structură cristalină

amorfe rigide, respectiv în stare sticloasă sau vitroasă

Ceramicele cristaline pot fi compuşi binari, de tip AB, AB2 şi A2B3 (A-metal,

B-nemetal) sau ternari, de tip AB2C4 şi AxByCz (A,B-metal, C-nemetal).

Sticlele ceramice sunt obţinute prin topirea materialelor ceramice şi răcirea

lentă ulterioară, în cursul căreia topitura (lichidul) suferă tranziţia vitroasă la

solide amorfe sau mixte (amorfo-cristaline) dure, rigide.

Explicaţia interesului acordat materialelor ceramice in vederea utilizarii lor

ca biomateriale constă în similitudinea dintre elementele constituente ale

ceramicilor şi celor din care este formată matricea osoasă. Unele materiale cu

structura sticloasă (amorfă), prezintă o dizolvare lentă la suprafaţă, ceea ce

favorizează dezvoltarea de legături de aderare la suprafaţa osului. Alte

compoziţii creează posibilitatea de a realiza un os sintetic sau chiar o formă

biodegradabilă de material pentru înlocuirea osului, materialul dizolvându-se

practic prin mecanisme convenţionale de degradare a osului. De asemenea este

probabil ca produşi din degradare să poată fi convertiţi de celulele osului în

matrice osoasă vie, pe această cale implantul fiind transformat complet într-o

structură biologică vie.

Materialele ceramice sunt în general dure. De exemplu, se menţionează

faptul că alumina (Al2O3) are duritate 9, cuarţul (SiO2) are duritate 8, iar

hidroxiapatita (Ca5P3O12F) are duritate 5 -valorile sunt conform scării lui Mohs, pe

care se măsoară duritatea de la 1=duritatea diamantului la 10=duritatea talcului).

Comparativ cu biomaterialele metalice sau polimerice, biomaterialele ceramice

sunt mai greu deformabile plastic, datorită legăturii interatomice de tip ionic.

73

Materialele ceramice prezintă o sensibilitate mare la crestături sau

microfisuri, prin propagarea acestora ajungându-se în final la ruperi fragile. În

scopul îmbunătăţirii caracteristicilor mecanice şi refractarităţii materialelor

ceramice convenţionale, au fost concepute şi fabricate aşa-numitele ceramice

cristaline speciale (oxizi, carburi, nitruri sau boruri cu puncte de topire ridicate).

Acestea se fabrică prin tehnologia specifică metalurgiei pulberilor, respectându-

se următoarele etape:

obţinerea materialelor ceramice sub formă de pulbere fină (pudră) de mare

puritate;

obţinerea produselor dorite, prin presarea pulberii;

consolidarea particulelor pulberii prin auto-sinterizare (fără liant) la

temperaturi ridicate, cu eliminarea completă a porilor şi obţinerea produsului

final complet compactizat.

Exemple de astfel de materiale, precum şi punctele de topire ale acestora

sunt prezentate în tabelul 4.13.

Tabel 4.13. Materiale ceramice obţinute prin metalurgia pulberilor şi punctele lor de

topire

Material Temperaturade topire (˚C)

Ceramice oxidice speciale SiO2 1710Al2O3 2050ZrO2 2675

Carburi interstiţiale VC 2560TiC 3140ZrC 3530TaC 3880

Nitruri interstiţiale TiN 2900ZrN 2980Si3N4 1900

Boruri ceramice TiB2 2900ZrB2 3000

În funcţie de diversele reacţii biologice care se stabilesc în organism,

biomaterialele ceramice se subdivid în următoarele clase principale: cvasi-inerte;

inerte poroase; bioactive; bioresorbabile.

74

În clasa ceramicelor cvasi-inerte sunt cuprinse materiale precum alumina,

porţelanul, carbonul (în diferite forme: LTI-Low Temperature Isotrope, ULTI-Ultra

Low Temperature Isotrope şi carbonul vitros), care îşi găsesc aplicaţii în

protezele ortopedice, dentare şi cardiovasculare. Aceste materiale, biologic

inactive şi netoxice, sunt caracterizate de o extrem de scăzută viteză de

dizolvare în corpul uman (viteza aproape nulă). Produşii de degradare ai

materialelor de acest tip implantate apar numai după expuneri lungi în mediul

fiziologic şi sunt metabolizaţi cu uşurinţă prin mecanismele naturale de reglare a

metabolismului corpului omenesc.

Alumina este folosită atât la realizarea componentelor protezelor

articulare endoosoase, cât şi a implantelor dentare, deoarece prezintă o

rezistenţă excelentă la coroziune, o bună biocompatibilitate şi o rezistenţă mare

la uzură.

Proprietăţile mecanice ale aluminei (Al2O3) policristaline sunt dependente

de mărimea de grăunte şi de proporţia de sinterizare, alumina cu o mărime a

grăuntelui de 4 μm şi 99,7% puritate manifestând o bună rezistenţă la îndoire şi

excelentă rezistenţă la compresie. O creştere în medie a mărimii grăuntelui la

>7μm poate scădea proprietăţile mecanice cu până la 20%. Concentraţiile înalte

de sinterizare trebuiesc ajutate pentru a fi evitată o rămânere la limita de grăunte

şi producerea scăderii rezistenţei la oboseală.

Alumina este folosită în urgenţe ortopedice de mai bine de 20 de ani,

datorită în principal a doi factori:

are o excelentă biocompatibilitate şi este formată din formaţii de

capsule foarte subţiri, care permit fixări necementate ale protezelor;

coeficientul de fricţiune şi ritmul de uzare este excepţional de mic.

Din 1970 a început utilizarea protezelor în care capul femural era realizat

din material ceramic cu un conţinut ridicat de alumină. Capul femural era legat de

corpul osului cu răşină epoxidică şi cu un ac de oţel inoxidabil. Utilizarea structurii

ceramică - ceramică a redus la minim formarea compuşilor de uzură şi a permis

eliminarea cimentului acrilic pentru capul femural. Alte aplicaţii clinice ale

75

aluminei includ proteze articulare, dispozitive de fixare osoasă, implante dentare

şi reconstrucţii maxilofaciale, keratoproteze.

Zirconia este un biomaterial ceramic pe bază de zirconiu întărit printr-un

procedeu de fabricaţie termică şi fizică. Rezistenţa sa a fost accentuată, în

special printr-o tehnică de aranjare regulată a cristalelor, având ca liant materiale

corespunzătoare. Perfect biocompatibil şi dotat cu calităţi fizice excelente,

zirconiul este bine adaptat pentru aplicaţiile biomedicale. Aspectul său strălucitor

şi culoarea sa apropiată de cea a fildeşului îl fac un material de referinţă pentru

joncţiunea epitelială. Exigenţele calitative şi necesitatea de a dispune de un

material care să poată suporta sarcinile la care este supus, impun tratamente

speciale.

Produşii cristalini sunt transformaţi în pulbere prin sfărâmare şi comprimaţi

prin procedee izostatice la temperaturi înalte, care ajung până în jurul valorii de

2000 C. Prin presare izostatică este posibilă combinarea materialelor a căror

fuziune nu se poate realiza. În instalaţiile de presare isostatică, combinaţia

presiune-căldură induce un proces de eliminare a porozităţii, obţinându-se astfel,

simultan, o densitate maximă şi o ameliorare a rezistenţei dinamice până la

100%. Lichefierea materiei asigură omogenitatea. După răcire şi uscare,

pulberea pură de zirconiu, de granulaţii diferite este folosită pentru presarea în

tipare la temperatură înaltă, obţinând în acest mod implante omogene, cu o

precizie dimensională perfectă.

Carbonul izotrop depus la temperatură joasă (LTI), obţinut prin piroliza

hidrocarburilor, este biocompatibil, rezistent la oboseală şi uzură. Aceste

proprietăţi îl recomandă pentru a fi utilizat la realizarea de valve cardiace,

implante dentare şi unele componente ale protezelor articulare. Un interes

particular este manifestat de utilizarea carbonului LTI, sub formă de electrozi,

pentru stimulii urechii sau pentru ochiul artificial. Carbonul ULTI este un film

subţire şi impermeabil care se obţine prin depunere sub vid: este deci un material

optim pentru acoperirea lipiturilor de vase sanguine, valve cardiace, dispozitive

cutanate, implanturi periostale. Alte forme de carbon (sticlos, fibre) sunt utilizate

curent în tehnologia dentară şi ortopedică .

76

Potenţialul avantaj oferit de implantele realizate din biomateriale ceramice

poroase este stabilitatea mecanică la răsucirea interfeţei, aceasta realizându-se

prin creşterea ţesutului în porii ceramici ai implantelor. Când mărimea porilor

creşte la 100μm, oasele se dezvoltă între suprafeţele apropiate canalelor

poroase interconectate, menţin vascularizarea şi temperatura de viabilitate. În

acest mod, implantul serveşte ca o structură tranzitorie sau schelet pentru

formaţia osoasă.

Microstructurile anumitor corali fac ca aceştia să fie un alt material ideal

pentru obţinerea de structuri având mărimea porilor înalt controlată. Unii

cercetători au dezvoltat procese de obţinere prin copiere a unor microstructuri

poroase de corali, acestea având un grad ridicat de uniformitate a mărimii porilor

şi a interconectării. Cele mai promiţătoare tipuri de corali sunt porites, cu

mărimea porilor cuprinsă între 140-160μm şi având toţi porii interconectaţi, şi

goniopora, care are o mărime mare a porilor cuprinsă între 200 şi 1000μm.

Materialele poroase ca α-Al2O3, TiO3, fosfaţii de calciu au fost folosite la

realizarea unor implante osoase, cele cu fosfat de calciu având cele mai

promiţătoare rezultate.

Biomaterialele ceramice resorbabile sunt destinate a avea o degradare

treptată, până la sfârşitul perioadei de timp necesare vindecării şi sunt înlocuite

cu baze de fibre naturale, foarte subţiri sau inexistente ca grosime faţă de

interfaţă.

Aceste materiale sunt biomateriale care realizează o legătură temporară

sau o umplere a unui spaţiu foarte mic ca volum la înlocuirea completă a unei

părţi de organism. Se pare că bioceramicele resorbabile reprezintă soluţia optimă

ca material de implant, dacă se respectă condiţiile de solicitare mecanică şi

performanţele la temperaturi scăzute ce pot fi întâlnite, din momentul în care

fibrele naturale pot repara şi înlocui prin ele însele viaţa. Biomaterialele

resorbabile sunt bazate pe principii biologice de refacere, care au evoluat în

milioane de ani. Complicaţiile care apar la fabricarea bioceramicelor resorbabile

sunt puterea de întreţinere şi durata de stabilitate la interfaţă, perioada de

degradare şi înlocuirea cu mulţimi de ţesuturi naturale şi reglând gradul de

77

resorbţie la refacerea ritmică a ţesuturilor corpului. Pentru înlocuirea unor

cantităţi mari de material este esenţial ca aceste materiale resorbabile să fie

substanţe acceptate de metabolismul uman, dar acest criteriu impune limitări

considerabile din punct de vedere al compoziţiei biomaterialelor resorbabile.

Principalele cerinţe solicitate de la aceste biomateriale sunt:

asigurarea rolului lor pentru o perioadă adecvată de timp;

produşii de dizolvare trebuie să fie uşor metabolizaţi de organism;

resorbţia nu trebuie să împiedice creşterea ţesutului sănătos.

Cele mai cunoscute şi utilizate biomateriale ceramice resorbabile sunt

sulfatul de calciu, fosfatul de sodiu şi cel de calciu.

Ţesutul osos compact se formează prin depunerea de lamele osoase pe

ţesutul osos spongios care devine astfel poros. Rezultă clar importanţa

porozităţilor deschise şi distribuţia diametrelor porilor din materialul ceramic: porii

trebuie să fie suficient de mari pentru a putea “găzdui” constituenţii noului ţesut în

formare, dar nici prea mari pentru a nu diminua rezistenţa mecanică a

dispozitivului protetic.

În scopul obţinerii unei porozităţi controlate, a fost dezvoltată o tehnică

specială pentru realizarea implanturilor pe os al tibiei şi femurului. Cu ajutorul

acestei tehnici microstructura poroasă întâlnită în scheletul de carbonat de calciu

al coralilor de recif poate fi reprodusă cu o foarte mare precizie pentru o gamă

variată de materiale de implant. Această tehnică şi-a dovedit superioritatea în

realizarea unei microstructuri adecvate a implanturilor din aluminat de calciu

bifazic, fosfat de calciu, amestec fosfat de calciu - aluminat de magneziu,

aluminat de calciu, titanat de calciu, zirconat de calciu şi porţelan.

În această categorie de materiale se află şi fosfatul tricalcic care este

utilizabil ca material de “umplutură” temporară pentru diferite oase, ca substituent

osos în cavitatea periodontală sau pentru reconstrucţia maxilofacială.

Altă abordare a problemei solvabilităţii şi a ataşării la interfaţa implant-

ţesut este folosirea materialelor ceramice bioactive. Acestea sunt o clasă

intermediară între cele resorbabile şi cele bioinerte. Un material bioactiv are are

78

un răspuns specific de natură biologică la interfaţa materialului, rezultând în

formaţii de legături între fibre şi material.

Aceste materiale au o reactivitate superficială controlată. În contact cu

mediul ambiant fiziologic, suferă transformări fără a-şi modifica caracteristicile

mecanice iniţiale. Spre exemplu, în cadrul protezelor osoase, se pot lega de un

ţesut nefibros, stimulând creşterea osoasă.

Posibilitatea realizării unei legături stabile între implant şi osul viu, permite

o vastă gamă de aplicaţii. Materialele cu o activitate superficială cele mai

reprezentative sunt ceramicile pe bază de apatită şi unele tipuri de sticlă sau

sticlo- ceramice.

Apatitele sunt compuşi cu formula X10(PO4)6Y2, unde X este un cation

alcalino - pământos, iar Y este un substituent ce caracterizează tipul de apatită

(dacă Y=OH, avem hidroxiapatita). În domeniul biologic de un interes major este

hidroxiapatita calcică, constituent principal al ţesuturilor dure precum osul,

dentina şi smalţul..

Mecanismul care realizează legătura între implantul de hidroxiapatită şi os

este prezentat astfel în literatura de specialitate: ionii de calciu şi fosfat eliberaţi

de material, difuzează în ţesutul înconjurător şi sunt rapid metabolizaţi; procesele

de schimb care se desfăşoară la interfaţa os - implant indică o osteogeneză. În

stadiul iniţial, implantul este înconjurat de lichide trombogenice, caracteristice

unui proces de vindecare a unei răni, care îl atacă prin celulele macrofage

înainte de depunerea noului ţesut osos. Aceasta facilitează apoi legarea fermă a

ţesutului nou de osul înconjurător.

Biosticlele sunt materiale silicofosfatice ce conţin şi oxizi alcalini şi sunt

aproape exclusiv utilizate pentru acoperirea protezelor metalice. Pe baza

experienţei toxicităţii ionilor metalici ce pot apare din aliajele metalice pentru

protezele interne, s-a trecut la studierea pe maimuţe a protezelor ortopedice

acoperite cu biosticle. Utilizarea acestora este motivată printre altele de

caracteristicile de porozitate care permit o propagare foarte intimă a ţesuturilor,

asigurându-se pe această cale o legătură perfectă cu implantul.

79

Prime dovezi ale formării unei astfel de legături au fost anunţate în 1969,

în următorii ani clarificându-se schimburile ionice care determină depunerea unui

strat de hidroxiapatită activă biologic. Determinarea comportării biosticlelor în

vitro şi în vivo a permis noi evaluări ale bioactivităţii acestor materiale. S-a

verificat că legătura între biosticlă şi os se realizează prin formarea unei interfeţe,

activă superficial, pe bază de hidroxiapatită, care determină în continuare

acţiunea de reconstrucţie a celulelor ţesutului; un astfel de mecanism este

stimulat de un pH uşor bazic, provocat de schimburile ionice între biosticlă şi

ţesut.

Conţinutul alcalin joacă deci un rol important în stabilitatea biosticlelor. Din

acest punct de vedere se disting două categorii: biosticle cu conţinut bogat în

alcali şi biostile cu conţinut alcalin sărac. Acestea din urmă sunt caracterizate de

un mare grad de descompunere în timp pe durata reconstrucţiei osului. Acest tip

de biosticle a fost utilizat în aplicaţii maxilofaciale şi în realizarea înlănţuirii

osicioarelor urechii interne.

Sticlele, ceramicele şi sticlele ceramice includ o gamă largă de compoziţii

anorganice/nemetalice. În industria medicinei aceste materiale au fost esenţiale

pentru ochelari, instrumente de diagnosticare, produse chimice, termometre,

flacoane pentru culturi de ţesut si fibre optice pentru endoscopie. Sticlele

poroase insolubile au fost utilizate pe post de solvenţi pentru enzime, anticorpi si

antigeni, oferind avantajele rezistenţei la atacurile microbiene, schimbările de pH,

condiţiile solventului, temperatura, precum si încapsularea la presiune ridicată

necesară pentru curgerea rapidă (Hench, 1982).

O altă soluţie de a rezolva problemele de interfaţă este de a utiliza

materiale ceramice bioactive, care reprezintă un pas intermediar între resorbabil

şi bioinert. Un material bioactiv este acela care dă naştere unei reacţii biologice

specifice la interfaţa materialului, având ca rezultat formarea unei legături între

ţesuturi şi material. Acest concept a fost extins acum pentru a include un număr

mare de materiale bioactive cu un interval larg al gradului de sudare şi grosime a

straturilor de legătură de la interfaţă. Aceste materiale includ sticlele bioactive

cum este Bioglass; sticle ceramice bioactive (Ceravital) sau sticle ceramice

80

apatit-wollastonit. Toate aceste materiale formeaza o legatura la interfata cu

tesutul adiacent.

4.3. BIOMATERIALE POLIMERICE

Polimerii reprezintă şiruri lungi moleculare alcătuite dintr-un număr redus

de celule ce se repetă. Celulele care se repetă, sau “merii” diferă de moleculele

mici care sunt folosite în procedurile de sinteză, monomerii, prin pierderea

nesaturării sau eliminării unei molecule mici din timpul polimerizării. Diferenţa

exactă dintre monomer şi mer o constituie modul de polimerizare.

Dezvoltarea biomaterialelor este în prezent determinată de capacitatea de

adaptare la exigenţele biomedicale a tipurilor noi de materiale create şi produse

în diferite alte sectoare industriale: industria de armament, energetică, spaţială şi

care evident nu sunt caracterizate din punctul de vedere al biocompatibilităţii lor.

Un exemplu este utilizarea polimetilmetacrilatului (PMMA) pentru

fabricarea lentilelor intraoculare destinate înlocuirii cristalinului afectat de

cataractă. Această utilizare a apărut din observaţia făcută în timpul ultimului

război mondial, ca fragmente de PMMA (material utilizat la construcţia cabinelor

de pilotaj ale avioanelor) ajunse accidental în ochii piloţilor, nu produc reacţii

negative.

Marea clasă a polimerilor include şi materiale naturale cum sunt celuloza,

amidonul, cauciucul natural şi acidul dexoxiribonucleic (ADN), materialul genetic

al tuturor fiinţelor vii. Aceşti polimeri sunt extrem de interesanţi şi au diferite

aplicaţii în implantologie, dar sunt totuşi eclipsaţi de varietatea infinită a

polimerilor sintetici disponibili astăzi.

Datoria inginerului biomedical este de a selecta un biomaterial cu

proprietăţile care se apropie cel mai mult de cele cerute într-o aplicaţie anume.

Deoarece polimerii sunt molecule înlănţuite, proprietăţile lor tind să fie mult mai

complexe decât cele ale moleculelor luate fiecare în parte. Astfel, pentru a alege

un tip de polimer pentru o aplicaţie anume, trebuiesc înţelese proprietăţile

neobişnuite ale polimerilor.

81

Printre aplicaţiile previzibile ale materialelor polimerice sunt şi cele în care

sunt impuse cerinţe precise precum:

flexibilitate,

compatibilitate cu celulele sanguine,

nefavorizarea formării trombozelor.

Pe de altă parte, dacă rezistenţa la coroziune este cerinţa majoră impusă

materialelor metalice, degradarea catenei polimerului cu eliberarea ulterioară de

substanţe cu potenţial cancerigen şi incompleta compatibilitate cu ţesuturile, în

particular cu sângele, constituie probleme majore în utilizarea materialelor

polimerice.

În sintetizarea polimerilor, un polimer este produs de obicei cu distribuţia

maselor moleculare. Pentru a compara masele moleculare a două grupe diferite

de polimeri, este util să se definească masa medie moleculară. Două definiţii

statistice utile pentru masa moleculară sunt masa medie moleculară de specie şi

numărul de moli de specie. Numărul mediu al masei moleculare (Mn) este

momentul prim al distribuţiei masei moleculare şi este o medie pe numărul de

molecule. Masa medie moleculară (Mw) este momentul secund al distribuţiei

masei moleculare şi este o medie pe masa fiecărui şir de polimeri.

Raportul Mw/Mn este cunoscut sub denumirea de coeficient de

polidispersitate şi este utilizat ca o măsură a dispersiei distribuţiei masei

moleculare. Polimerii comerciali au indicii de polidispersitate între 1,5 – 50, deşi

cei cu indicii de polidispersitate mai mici de 1,1 pot fi sintetizaţi prin tehnici

speciale.

Unde:

Ni – numărul de moli de specie i

Mi – masa moleculară a speciei i

82

Polimerii liniari utilizaţi pentru aplicaţii biomedicale au în general Mn între

25,000 şi 100,000 şi Mw între 50,000 şi 300,000. Pot fi necesare mase

moleculare mai mari sau mai mici, în funcţie de abilitatea şirurilor de polimeri de

a manifesta reacţii secundare cum ar fi legarea hidrogenului. Reacţiile secundare

pot conferi polimerilor o duritate adiţională. În general, creşterea masei

moleculare corespunde creşterii proprietăţilor fizice, întrucât viscozitatea topiturii

creşte deasemenea cu masa moleculară, prelucrabilitatea va scădea şi va fi

folosit de obicei o limită mai mare a masei moleculară utilă.

Metodele de preparare ale polimerilor se împart în două categorii:

polimerizare prin adiţie (reacţie în lanţ);

polimerizare prin condensare (creştere în trepte).

În polimerizarea prin adiţie, monomerii nesaturaţi trec prin etapele de

iniţializare, propagare şi finalizare pentru a rezulta polimerul final. Iniţiatorii pot fi

radicali liberi, cationi, anioni sau catalizatori sterespecifici. Iniţiatorul desface

legătura dublă a monomerului, prezentând o altă aşezare “iniţiabilă” de creştere

continuă pe partea opusă a legăturii monomerului. Creşterea continuă în lanţ în

timpul etapei de propagare până când reacţia este terminată printr-o reacţie cu

un alt radical, o moleculă de solvent, un alt polimer, un iniţiator sau cu un şir

adăugat de agent de transfer.

Polimerizarea prin condensare este complet analoagă reacţiilor de

condensare ale moleculelor cu masă moleculară scăzută. Doi monomeri

reacţionează pentru a forma o legătură covalentă, de obicei cu alinierea unei

molecule mici cum este apa, HCl, metanolul, sau CO2. Reacţia continuă până

când este folosit aproape tot unul dintre reactanţi.

Alegerea metodei de polimerizare afectează puternic polimerul obţinut. În

polimerizarea radicalilor liberi, un tip de polimerizare prin adiţie, masele

moleculare ale lanţurilor polimerice sunt greu de controlat cu precizie. Şirurile

adăugate de agenţi de transfer sunt utilizate pentru a contracara masele

moleculare medii, dar distribuţiile masei moleculare sunt de obicei largi. În

adiţionare, reacţiile lanţurilor de transfer cu alte molecule polimerice în amestec

pot produce produşi ramificaţi nedoriţi care afectează proprietăţile totale ale

83

materialului polimeric. În schimb arhitectura moleculară poate fi controlată foarte

precis la polimerizarea anionică. Pot fi obţinute lanţuri liniare regulate cu indicii de

polidispersitate aproape de 1. Polimerii produşi prin polimerizare prin adiţie pot fi

homopolimeri – polimeri conţinând doar un tip de unitate repetitivă – sau

copolimeri, care au două sau mai multe unităţi repetitive. În funcţie de condiţiile

de reacţie şi de reactivitatea fiecărui tip de monomer, copolimerii pot fi copolimeri

aşezaţi întâmplător, alternativ sau în bloc .

Copolimerii aşezaţi întâmplător prezintă proprietăţi care aproximează

media masică a două tipuri de unităţi de monomer, în timp ce polimerii bloc tind

să separe fazele într-o fază bogată în monomerul A şi o fază bogată în

monomerul B, având proprietăţi unice la fiecare homopolimer.

Polimerizarea prin condensare poate da naştere de asemenea la

copolimeri. Proprietăţile copolimerilor obţinuţi prin condensare depind de trei

factori:

tipul monomerilor;

masa moleculară a polimerului, care poate fi controlată prin procentul

unuia sau altuia dintre reactanţi sau prin timpul de polimerizare;

distribuţia masei moleculare a lanţurilor de copolimeri.

Folosirea monomerilor bifuncţionali duce la obţinerea polimerilor liniari, în

timp ce monomerii multifuncţionali pot fi utilizaţi pentru formarea reţelelor

reticulare covalente. Este posibil de asemenea şi reticularizarea post-

polimerizare a polimerilor de adiţie sau de condensare. În adiţie, “catenarea

fizică” a polimerilor poate fi făcută în prezenţa unor regiuni microcristaline sau

prin incorporarea unor grupuri de ioni în polimer.

Polimerii se pot clasifica, în funcţie de rigitate, în trei categorii: termorigizi,

termoplastici sau elastomeri (tabelul 4.14.).

Începând cu anii ‘60, s-a încercat utilizarea polietilenei pentru producerea

acetabulumului la protezele de şold, şi se utilizează şi astăzi, deşi unii cercetători

sunt de părere că produşii săi de oxidare şi de hidroliză sunt suspecţi de a fi

cancerigeni. O altă utilizare a biomaterialelor polimerice este aceea de agenţi de

84

cimentare, pentru fixarea implanturilor dentare sau a protezelor articulare, deşi

pot genera unele probleme, cum ar fi embolii grăsoase, necroze coagulative sau

formarea unor membrane fibroase în jurul implantelor.

De asemenea, polimerii sunt utilizaţi şi la realizarea implantelor

cardiovasculare. O metodă des utilizată pentru preîntâmpinarea efectelor

nedorite de la interfaţa implantului cu sângele, este acoperirea dispozitivului de

implant cu polimeri pe bază de siliciu impregnaţi cu anticoagulant.

În aplicaţiile chirurgicale ortopedice, polimerii biodegradabili care nu

introduc reacţii toxice sau inflamatorii, sunt cercetaţi cu asiduitate în ultimul timp,

reprezentând o nouă provocare pentru cercetătorii în domeniul biomaterialelor.

Până la descoperirea unui material ideal de sutură, se sugerează folosirea

acizilor poliglicolic sau lactic ca materiale de sutură biodegradabile. Controlul

vitezei de degradare este dificil şi este puternic dependent de structura

polimerului.

De obicei, polimerii sunt utilizaţi într-o formă modificată; după adaosul

unuia sau mai multor aditivi se obţine un produs numit uzual plastic. Tipuri

clasice de aditivi sunt reprezentate de plastifianţi, pigmenţi, stabilizatori termici şi

lubrifianţi. Pentru scopuri medicale, aditivii se utilizează frecvent la ameliorarea

proprietăţilor mecanice sau a inerţiei chimice.

Tabel 4.14. Caracteristicile categoriilor de polimeriRigiditate Condiţii

(dupa turnare)Caracteristici Exemple

TermorigiziRigizi Fixat dupa

turnare în formă, nu poate fi înmuiat prin reîncălzire

Structura datorată formării legăturilor dintre lanţurile de molecule, după formare forma este păstrată, există câteva variaţii produse prin amestecarea reactanţilor la temperatura ambiantă

SiliconEpoxyMelaminăBakelităUree formaldehidăFenol formaldehidăPoliuretanPoliester nesaturat

TermoplasticiAcoperă domeniul de la rigid la flexibil; variază cu tipul,

Poate fi reîncălzit şi returnat rapid

Devine fluid la încălzire, poate necesita presiune; după ce căldura este îndepărtată, nu mai rămâne fluid; întăritori ca talcul, fibrele de sticlă sunt adăugaţi pentru creşterea densităţii şi a rezistenţei

PVC; PVA; PTFEPolietilenăPoliamideAcetalPTO modificatNitrat celulozicPolicarbonatPolipropilenă

85

PolisulfonPoliuretanPolistirenABS; PVF; CTFE

Elastomeri Flexibili Se înmoaie la

încălzireAu caracteristici şi ale plasticelor şi elastomerilor, pot fi procesaţi pe instalaţii clasice

Cauciuc nitrilicCauciuc butandienicCauciuc acrilicCauciuc uretanicEtilen-propilenă

Materialele polimerice au o largă aplicabilitate în domeniul implantologiei

şi proteticii (tabelul 4.15.), datorită uşurinţei de fabricaţie sub diferite forme

(solide, filme subţiri, lichide vâscoase) şi asemănării cu unii componenţi

polimerici naturali ai ţesuturilor umane, dar şi în domeniul dispozitivelor medicale

(tabelul 4.16.).

Tabel 4.15. Tipuri de polimeri folosiţi in medicina şi aplicabilitatea acestora

Aplicabilitate Tipuri de polimeri

Ureche artificială acril, polietilena, silicon, clorura de

polivinil (PVC)

Aplicaţii dentare acril, polietilena de masa

moleculara foarte ridicata

(UHMWPE), epoxi

Proteze faciale acril, poliuretan (PUR), PVC

Tuburi traheale acril, silicon, nylon

Inima şi componente cardiace poliester, silicon, PVC

Peacemaker cardiac polietilena, acetal

Organe interne poliester, polialdehida, PVC

Segmente de esofag polietilena, polipropilena (PP), PVC

Vase de sânge PVC, poliester

Suturi biodegradabile PUR

Segmente gastrointestinale silicon, PVC, nylon

Endoproteze articulare silicon, UHMWPE

Oase şi articulaţii acril, nylon, silicon, PUR, PP,

UHMPE

Polietilena (PE) este un polimer termoplastic liniar. Din punct de vedere

comercial, polietilena este de trei tipuri: cu greutate moleculară scăzută, ridicată

86

şi ultra-ridicată. Aceasta din urmă, cunoscută şi sub denumirea de sub formă de

polietilenă de înaltă densitate (UHWPE) este cea mai utilizată în aplicaţiile

biomedicale, deoarece rezistă la temperaturile ridicate de sterilizare. Este folosită

atât pentru obţinerea tuburilor de drenaj şi pentru catetere, cât şi la execuţia unor

componente ale endoprotezelor. Materialul prezintă o rigiditate bună şi un cost

relativ scăzut.

Polipropilena (PP) este apropiată de PE. Prezintă o rigiditate ridicată,

rezistenţă chimică bună şi proprietăţi de întindere bune. De asemenea, având în

vedere că este utilizată în aplicaţii similare ca şi PE, trebuie precizat că PP are o

rezistenţă la fisurare superioară acesteia.

Politetraflouretilena (PTFE), cunoscuta de asemenea si sub denumirea

de teflon are aceasi structura ca si PE, cu excepţia faptului ca hidrogenul din PE

est înlocuit de fluor. PTFE este un polimer foarte stabil atât chimic, cat si termic si

ca urmare este foarte greu de prelucrat. Este foarte hidrofob si are o lubricitate

excelenta. In forma sa microporoasa (Gore-Tex) este folosit pentru grefe

vasculare.

Clorura de polivinil (PVC) este utilizat in principal pentru tuburile din

aplicaţiile biomedicale. Tuburile uzuale sunt cele de transfuzii de sânge, nutriţie si

dializa. PVC pur este un material dur si fragil, dar prin adaosul de plastifianţi

poate deveni flexibil si moale. PVC poate prezenta probleme pentru aplicaţiile pe

termen lung deoarece plastifianţii pot fi extraşi de către corp. Aceşti plastifianţi au

toxicitati reduse, dar pierderea lor face ca PVC sa-si piardă flexibilitatea.

Nylonul reprezintă numele dat de Du Pont unei familii de poliamide.

Nylonul este folosit in special pentru suturi chirurgicale.

Polidimetilsiloxanul (PDMS) este un polimer extrem de versatil, unic în

sensul că prezintă un schelet central alcătuit din Si-O în loc de carbon.

Proprietăţile sale sunt mai puţin sensibile la temperatură ca proprietăţile altor

polimeri de acest tip („cauciucuri”), datorită temperaturii Tg mai scăzute. PDMS

este folosit la execuţia cateterelor, a tuburilor de dren şi la izolarea firelor de la

peacemaker-urile cardiace. De asemenea, poate fi un component al unor

87

sisteme de grefe vasculare şi poate fi folosit la oxigenatorii cu membrană

(datorită faptului că prezintă o valoare ridicată a permeabilităţii la oxigen).

Datorită flexibilităţii şi stabilităţii sale este folosit la realizarea unei game

variate de într-o mare varietate implante ale ţesuturilor moi, de la vase de sânge

artificiale şi valve cardiace, la implanturi de sân şi alte implante estetice (de

exemplu, urechi exterioare).

Hidrogelurile sunt structuri polimerice incrucisate saturate in apa,

produse prin simpla reacţie a unuia sau mai multor monomeri sau prin legaturi de

asociere, cum ar fi legătura de hidrogen sau legaturi puternice intre lanţuri tip van

der Waals. Aplicaţiile hidrogelurilor pot fi tendoane artificiale, bioadezivii de

vindecare a rănilor, membranele de rinichi artificiali, cartilagiile articulare, pielea

artificiala, materialele de reconstrucţie a organelor maxilo-faciale si sexuale si

materiale de înlocuire a corzilor vocale.

De asemenea, aplicaţiile hidrogelului farmaceutic au devenit foarte

populare in ultimii ani. In general, un sistem pregătit prin incorporarea unui

medicament intr-un polimer hidrofil, poate fi saturat atunci când este adus in

contact cu apa sau cu un simulant de fluid organic. Procesul de saturare poate

sa fie sau nu mecanismul de control pentru eliberarea difuzionala, depinzând de

mărimea relaxării macromoleculare a polimerului. In sistemele cu eliberare cu

saturare controlata, agentul bioactiv este dispersat in polimer si formează

pelicule, discuri sau sfere neporoase. Conţinutul de apa la echilibru al acestor

hidrogeluri poate varia pana la mai mult de 90%. Daca hidrogelul uscat conţine

un medicament solubil in apa, medicamentul este aproape imobil in matricea

sticloasa, dar începe sa difuzeze către exterior in timp ce polimerul se saturează

in apa. Eliberarea medicamentului depinde astfel de doua procese simultane de

viteza: migrarea apei in interiorul apratului si difuzia medicamentului in exterior

prin gelul saturat. Deoarece o anumita saturare cu apa trebuie sa apăra înainte

ca medicamentul sa fie eliberat, efectul de explozie initial adesea observat in

aparatura matrici este moderat, deşi oricum este prezent. Saturarea in continuare

a matricii determina ca medicamentul sa difuzeze din ce in ce mai uşor,

ameliorând reducerea înceata spre final a curbei de eliberare.

88

BIOMATERIALE NATURALE

Polimerii naturali au avantajul de a fi foarte apropiaţi cu substanţele

macromoleculare pe care mediul biologic le recunoaşte şi le acceptă din punct

de vedere metabolic. Problemele legate de toxicitate şi stimularea unei reacţii

cronice inflamatorii, care sunt provocate frecvent de foarte mulţi polimeri sintetici,

pot fi astfel înlăturate. Mai mult decât atât, similitudinea cu substanţele naturale

aduce cu sine posibilitatea de a proiecta biomateriale care funcţionează la nivel

molecular. Pe de altă parte, polimerii naturali sunt frecvent aproape imuni.

Deoarece ei sunt mult mai complecşi structural decât majoritatea celor sintetici,

manipularea lor tehnologică este mult mai laborioasă. Puşi în balanţă, aceşti

factori contradictorii au condus la un număr substanţial de aplicaţii ale

biomaterialelor în care polimerii naturali, sau versiunile lor modificate chimic, au

constituit soluţii fără precedent.O caracteristică importantă a polimerilor naturali

este aceea că sunt capabili să fie degradaţi de către enzimele naturale, o

garanţie a faptului că produşii rezultaţi în urma degradării implantului vor fi

eventual metabolizaţi prin mecanisme fiziologice. Deşi poate apare la prima

vedere ca un dezavantaj, deoarece ar afecta durabilitatea implantului, această

proprietate constituie un avantaj, fiind utilizată cu precădere în cazul aplicaţiilor

în care este necesară îndeplinirea de către implant a unei anumite funcţii pentru

o perioadă scurtă de timp, după care se impune ca implantul să se degradeze şi

să dispară în urma proceselor metabolice. Întrucât există posibilităţi de control a

gradului de degradare al polimerului, prin concatenare sau prin alte modificări

chimice, este oferită posibilitatea de a utiliza implantul pe perioade lungi de timp.

Un dezavantaj al biomaterialelor naturale îl reprezintă gradul lor de

imunogenicitate. Reacţia imunologică a „gazdei”, ca urmare a implantării, este

îndreptată împotriva anumitor secţiuni (determinanţi antigenici) din molecula

proteinică. Această reacţie poate fi intermediată de moleculele soluţiilor fluidelor

din corp (imunoglobuline), o singură astfel de moleculă (anticorp) legând unul

sau mai mulţi determinanţi de un antigen. Reacţia imunologică poate fi de

asemenea intermediată de moleculele care sunt strâns legate de suprafaţa

celulelor imune (limfocite).

89

4.4. BIOMATERIALE COMPOZITE

Materialele compozite au fost utilizate din cele mai vechi timpuri, ca de

exemplu cărămizile alcătuite din argilă şi paie sau împletiturile.

În general, materialele compozite sunt amestecuri de două sau mai multe

componente, ale căror proprietăţi se completează reciproc, rezultând un material

cu proprietăţi superioare celor specifice fiecărui component în parte.

Din punct de vedere tehnic, noţiunea de materiale compozite se referă la

materialele care posedă anumite proprietăţi:

sunt create artificial, prin combinarea voită şi raţională a diferitelor

componente;

reprezintă o combinare a cel puţin două materiale deosebite din punct de

vedere chimic, între care există o suprafaţă de separaţie distinctă;

prezintă proprietăţi pe care nici un component luat separat nu le poate avea.

Varietatea mare de materiale compozite face ca la clasificarea acestora să

fie necesară luarea în considerare a mai multor criterii. Astfel, compozitele pot fi

clasificate în categoriile prezentate în continuare.

I) După starea de agregare a matricei şi a materialului dispersat, în

- compozite de tip lichid-solid (suspensil, barbotine);

- compozite de tip lichid-lichid (emuisii);

- compozite de tip gaz-solid (structuri ,,fagure", aerodispersii);

- compozite solid-solid (metal-carbon; metal-particule ceramice,

metal-fibre metalice, metal-fibre ceramice, polimeri-fibre, carbon-carbon).

II) După natura matricei, în

- compozite cu matrice metalică (Al, Cu, Ni, Mg, superaliaje, aliaje de

Al, Cu);

- compozite cu matrice organică (polimeri);

- compozite cu matrice din carbon;

- compozite cu matrice ceramică (carbură de siliciu, nitrură de siliciu).

III) După configuraţia geometrică a materialului complementar, în

90

- compozite cu fibre discontinue (fibre scurte, mono sau

multifilamente);

- compozite cu fibre continue;

- compozite cu particule mari (grafit, oxizi, nitruri, carburi, aliaje)

acestea având dimensiuni mai mari de 1 micron si diferite forme sferică, plată,

elipsoidală, neregulaţi;

- compozite cu microparticule (la care materialul dispersat în matrice

reprezintă 1...15%, iar diametrul mediu al particulelor nu depăşeşte de regulă 0,1

microni);

- compozite lamelare stratificate.

IV) Dupa modul de distribuţie a materialului complementar, în

- compozite izotrope, care conţin elemente disperse de tip particule,

granule metalice sau fibre scurte, uniform repartizate;

- compozite anizotrope (cu proprietăţi variabile cu direcţia, la care

materialul complementar este sub formă de fibre continue (inserţii, împletituri),

orientate unidirectional, în plan sau în spaţiu sau fibre scurte repartizate liniar;

- compozite stratificate, în cazul cărora elementele componente sunt

bidimensionale;

- compozite cu o distribuţie dirijată a materialului dispersat, obţinute

prin solidificare unidirecţională sau deformare plastică la rece;

V) După modul de realizare a suprafeţei de contact, în

- compozite integrate chimic, la care interacţiunile din suprafaţa de

contact sunt de natură chimică (vitroceramul, gresia silicioasă, masele refractare

fosfatice, cermetii);

- compozite obţinute prin agregare, la care predomină forţele de

legatură de adeziune şi coeziune între componenţi;

- compozite cu armare dispersă, care constau dintr-o matrice rigidă

(ceramică) sau deformabilă (metale, aliaje, polimeri), în care se înglobează

materialul complementar, constituit din fibre sau particule, forţele de legătură fiind

de natură fizică sau/şi chimică.

VI) După mărimea materialului complementar, în

91

- microcompozite, la care materialul dispers este la scară

microscopică sub formă de fibre continue (aliniate sau împletite), fibre scurte

(aliniate sau nealiniate), particule (sferice, plate, elipsoidale, alte configuraţii),

microparticule, structuri lamelare, reţele spaţiale, componente multiple;

- macrocompozite, categorie în care se încadrează compozitele

stratificate macroscopic, materialele acoperite, materialele cu elemente de

armare la scară macro.

VII) După tipul materialului dispersat, si modul de distribuţie al acestuia.

O clasificare mai generală a materialelor compozite, care le prezintă într-

un mod sintetic, are la baza utilizarea concomitentă a principalelor criterii

prezentate anterior, particularităţile geometrice ale materialului complementar şi

modul de orientare a acestuia în matrice.

Deşi există o varietate mare de compozite care pot fi realizate, alegerea

unui anumit material este dictată de o serie de condiţii concrete, între care

predomină cele legate de costul de producţie şi de gradul de complexitate a

tehnologiei care poate fi adoptată.

În unele cazuri, un implant sau o proteză trebuie să prezinte o multitudine

de proprietăţi (rezistenţă la uzură, rezistenţa mecanică, biocompatibilitate, etc.)

calităţi care în condiţii normale nu sunt caracteristice unui singur material. De

regulă, proprietăţile mecanice bune ale materialelor metalice nu sunt asociate cu

biocompatibilitatea superioară întâlnită la materialele ceramice sau polimerice.

Pe de altă parte, proprietăţile mecanice reduse şi fragilitatea acestora din urmă

limitează utilizarea lor în anumite cazuri.

Câteva exemple de utilizare a sistemelor compozite sunt:

compozite dentare

sistemul metal-ceramică şi/sau sticlă (de exemplu titan-alumină)

sistemul apatită-acid polilactic

sistemul carbon-acid polilactic

sistemul fibre de fosfat de calciu-acid polilactic

Biomaterialele compozite necesită proprietăţi deosebite faţă de

biomaterialele obişnuite, problema biocompatibilitatii fiind pe primul plan, datorită

92

faptului că, fiind compuse din două sau mai multe materiale, există o probabilitate

mai mare de a cauza reacţii adverse ale ţesuturilor umane.

Principalele materiale de ranforsare folosite pentru compozitele

biomedicale, şi care pot fi fie inerte, fie bioresorbabile, sunt fibrele de carbon,

fibrele polimerice, ceramicele si sticlele.

Fibrele de carbon au fost acceptate ca biomateriale relativ recent, ele fiind

utilizate ca material de ranforsare, pentru a creşte proprietăţile mecanice ale

sistemelor polimerice în care au fost incluse, utilizate în principal pentru aplicaţiile

ortopedice.

Compozitele carbon-carbon prezintă anumite proprietăţi utile pentru

utilizarea în scopuri medicale:

puritate chimică (impurităţi sub 5%),

integritate şi elasticitate structurală,

rezistenţă mecanică bună (300-600 MPa),

rezistenţă la oboseală bună,

modul de elasticitate (4-7 GPa) superior oaselor (0,1-2 GPa),

posibilităţi de sterilizare la temperaturi mari,

transparenţă radiologică.

Referitor la fibrele polimerice, doar fibrele de aramide (fibre poliamide

aromatice, cunoscute sub denumirea comercială de Kevlar) şi fibrele de

polietilenă de înaltă densitate au fost utilizate la ranforsarea altor polimeri. De

asemenea, sunt utilizate şi fibrele de polimeri absorbabili, cum ar fi fibrele de acid

polilactic şi acid poliglicolic.

Deoarece biomaterialele ceramice nu rezistă la solicitări mecanice mari, în

comparaţie cu metalele, ele au fost utilizate ca material de ranforsare pentru

obţinerea compozitelor biomedicale sub formă de particule. Bioceramicele

utilizate sunt fosfaţi de calciu, fosfaţii pe bază de aluminiu, sticle ceramice şi

sticlo-ceramice şi mineralele de oase. Plecând de la biocompatibilitatea

hidroxiapatitei (HA) şi proprietăţile mecanice foarte bune ale aluminei (Al2O3) şi

policristalelor de zirconie tetragonală (TZP), s-au obţinut biomateriale compozite

în sistemul HA-Al2O3 şi HA-TZP, obţinute prin procesarea pulberilor ceramice.

93

Aceste compozite se obţin însă foarte greu, datorită problemelor legate de

diferenţa mare între temperaturile de sinterizare şi tendinţa de descompunere ale

componentelor.

Un alt tip de biomaterial compozit utilizat pentru aplicaţii ortopedice este

compozitul de tip wollastonit-apatit, obţinut prin presare şi sinterizare izostatică la

cald. De asemenea, sunt utilizate şi biomateriale compozite obţinute din matrici

de biosticle ranforsate cu fibre de titan. Biosticlele utilizate sunt din sistemul SiO2-

B2O3-Na2O, care au o temperatură de tranziţie vitroasă scăzută.

Compozitele cu matrice absorbabilă au fost folosite în situaţii în care este

de dorit absorbţia matricei, în scopul de a expune suprafeţele unor ţesuturi sau

pentru eliminarea unor materiale de amestec cum ar fi antibioticele sau factorii de

creştere. Cu toate acestea, motivele cele mai uzuale pentru folosirea acestei

clase de matrici pentru compozite a fost obţinerea unor proprietăţi mecanice

variabile în timp şi asigurarea dizolvării implantului.

Compozitele cu matrici neabsorbabile sunt în general folosite ca

biomateriale pentru că au proprietăţi mecanice specifice superioare

biomaterialelor omogene. Ranforsarea cu particule şi cu fibre este utilizată la

obţinerea cimenturilor osoase şi pentru rigidizarea unor structuri polimerice.

Trebuie menţionat faptul că proprietăţile stricte impuse biomaterialelor

compozite nu permit utilizarea multor biomateriale "neconvenţionale" ca şi

componente ale acestora, fiind încă puţine biomateriale compozite utilizate clinic.

Datorită costurilor de dezvoltare ridicate şi a pieţei de desfacere redusă

până acum, puţine materiale au fost proiectate în mod specific pentru utilizare

biomedicală, dar se pare că biomaterialele compozite, datorita cerinţelor lor

unice, vor fi probabil prima clasă generală de materiale proiectate şi dezvoltate

exclusiv pentru scopuri medicale.

94

BIOCOMPATIBILITATEA

iocompatibilitatea reprezintă capacitatea unui material de a rezista în vivo

şi în vitro o perioadă acceptabilă de timp fără efecte dăunătoare asupra

organismului gazdă.BBToate materialele folosite la execuţia implantelor medicale trebuie să fie

biocompatibile, dar există diferite grade de biocompatibilitate, în funcţie de

utilizare. De exemplu, un implant care intră doar temporar în contact cu pielea nu

este atât de pretenţios ca un implant permanent. Există multe reguli, norme şi

regulamente cu privire la nivelele diferite de biocompatibilitate şi valorile care

trebuie atinse sau depăşite.

Toate componentele dispozitivelor medicale şi materialele brute trebuie să

fie corespunzătoare unor standarde, de aceea majoritatea furnizorilor de

materiale brute execută teste şi oferă rezultatele detaliate potenţialilor clienţi,

care realizează dispozitive medicale.

Termenul de biocompatibilitate acoperă o arie largă de aspecte legate de

proprietăţile materialelor folosite, dintre care cele mai importante sunt: inerţia

chimică, toxicitatea, trombogenicitatea şi rezistenţa la adeziune.

Cel mai important lucru reprezintă proprietăţile suprafeţei materialului care

sunt diferite faţă de proprietăţile interiorului materialului. Dar şi acestea din urmă

sunt relevante pentru funcţionarea dispozitivului (de exemplu rezistenţa şi

rigiditatea unui implant ortopedic), proprietăţile suprafeţei materialului fiind

importante pentru interacţiunea cu mediul gazdă (de exemplu rezistenţa la

coroziune).

Ar fi prudent să se depăşească condiţiile limită de biocompatibilitate, dar

aceasta ar duce şi la o creştere a costurilor. În general, numai marile corporaţii îşi

pot permite să dezvolte produse necesare pentru mai multe utilizări.

95

Termenul de “degradare a biomaterialelor în mediu biologic” combină

coroziunea biomaterialelor metalice sau deteriorarea biomaterialelor ceramice şi

polimerice, şi comportarea ţesutului gazdă. Degradarea mediului biologic rezultă

din interacţiunea acestuia cu suprafaţa biomaterialului sau cu particule emise

datorită coroziunii.

Principalele mecanisme de interacţie dintre biomateriale şi mediul biologic

sunt cauzate de:

a) Influenţa biomaterialului asupra mediului biologic, prin:

emisia de ioni metalici în procesul de coroziune şi emisia de particule de

oxizi sau de metal cauzată de acţiunile mecanice;

alterările mediului biologic ca rezultat al procesului de coroziune

electrochimică la suprafaţa biomateralului metalic (creşterea sau scăderea

pH-ului cauzată de coroziunea locală, micşorarea presiunii parţiale a

oxigenului cauzată de o reacţie catodică);

influenţa biomoleculelor absorbite prin forţe de interacţie, câmpuri electrice

la suprafaţa biomaterialului, şi influenţa celulelor înconjurătoare absorbite

de curenţii electrici cauzaţi de coroziunea galvanică.

b) Influenţa mediului biologic asupra implantului, deci a

biomaterialului (coroziunea, în cazul biomaterialelor metalice), prin:

scăderea pH-ului cauzată de inflamaţia locală a unui ţesut degradat

Mediul biologic este surprinzător de agresiv şi poate duce la fisurarea

rapidă sau treptată a multor materiale. Iniţial se poate crede ca pH-ul neutru, cu

conţinut scăzut de sare, şi temperatura mică a corpului omenesc constituie un

mediu blând, dar multe mecanisme biologice cauzează deteriorarea

implanturilor. Astfel, mecanismele care au ajutat organismul să supravieţuiască

substanţelor străine agresoare de-a lungul mileniilor duc acum la respingerea

biomaterialelor.

Pe lângă aceste solicitări, biomaterialele sunt expuse şi solicitărilor de

natură mecanică, în special abraziunii şi încovoierii. Acestea se produc într-un

mediu ionic apos, care poate fi activ electrochimic faţă de metale şi plasticizant

96

pentru polimeri. Proteinele interacţionează cu biomaterialele şi intensifică

procesul de coroziune a biomaterialelor metalice.

Degradarea biomaterialelor implantate poate fi cauzată de mai mulţi

factori. De exemplu, crăpăturile asociate cu uzura au ca rezultat apariţia de noi

suprafeţe atacate.

Degradarea biomaterialului poate modifica pH-ul, activând alte noi reacţii.

Hidroliza polimerilor poate genera specii hidrofile, care duc la umflarea

polimerului şi pătrunderea speciei degradate în corpul acestuia.

Biodegradarea este un termen care poate fi folosit pentru reacţii care se

produc în câteva minute sau pentru cele care au loc în ani. Uneori se poate

proiecta ca aceste reacţii să se producă la un anumit timp după implantare,

alteori acestea se produc la un anumit termen, neprevăzut. În urma

biodegradării, biomaterialele implantate se pot dizolva, fărâmiţa, pot deveni

elastice sau rigide. În ceea ce priveşte produsele rezultate în urma degradării,

acestea pot fi toxice corpului sau pot fi concepute să realizeze o funcţie

farmaceutică.

Conform standardului ISO 10993, tipurile de teste care se efectuează

pentru aprecierea biocompatibilităţii sunt: mutagenitatea; toxicitatea sistemică

acută; toxicitatea orală; citotoxicitatea; pirogenitatea; senzitivitatea; toxicitatea

intravenoasă; hemoliza; iritaţia; implantarea.

Conform tendinţei manifestată în ultima vreme, conceptul de

biocompatibilitate trebuie conjugat cu acela de biofuncţionalitate.

Apar deci două componente. Prima este siguranţa din punct de vedere

biologic, care implică evitarea efectelor dăunătoare, iar a doua se referă la

performanţa funcţională in vivo a implantului, pentru realizarea cu succes a

funcţiei pentru care a fost implantat.

Trebuie însă menţionat faptul că măsurătorile experimentale sunt limitate

deoarece realizarea condiţiilor modelului de experimentare in vitro, astfel încât să

fie cât mai aproape de condiţiile in vivo, reale, este foarte greu, datorită

compoziţiei extrem de complexe a mediului uman, în care unele substanţe

prezente în concentraţii foarte mici au un efect deosebit asupra degradării

97

biomaterialelor. De cele mai multe ori rezultatele obţinute reprezintă o colecţie de

„instantanee”, obţinute în condiţii foarte variate.

TESTAREA BIOLOGICĂ A BIOMATERIALELOR

(A). Teste de evaluare iniţială

Testele iniţiale de răspuns biologic sunt indicate în continuare:

1. Citotoxicitate

Prin utilizarea tehnicilor de cultură celulară, aceste teste determină liza

(moartea) celulară, inhibiţia creşterii celulare şi alte efecte asupra celulelor

provocate de dispozitivele, materialele şi/sau extractele lor.

2. Sensibilizare

Aceste teste evalueaza pe un model corespunzător, probabilitatea

sensibilizării la contactul cu materialele, dispozitivele şi/sau extractele lor. Aceste

teste sunt adecvate, căci o expunere sau un contact chiar şi în cantităţi minime

de substanţă potenţial extractibilă, poate să conducă la reacţii de sensibilizare

sau alergie.

3. Potenţial iritant

Aceste teste evaluează potenţialul iritant al dispozitivelor, materialelor

şi/sau extractele lor, utilizând zone corespunzătoare sau ţesuturi de implantare

ca pielea, ochiul şi mucoasele, pe un model adecvat.

Testul (testele) realizat(e) trebuie să adapteze zona de aplicare (piele, ochi,

mucoasă) şi durata expunerii cu scopul de a determină efectele iritante ale

dispozitivelor, materialelor şi substanţelor potenţial extractibile.

4. Reactivitate intracutanată

Aceste teste evaluează reacţia locală a ţesutului la extracte cu dispozitiv.

Ele sunt aplicabile atunci când determinarea potenţialului iritant prin testări

cutanate sau pe mucoase sunt neadecvate (de exemplu, pentru dispozitivele cu

acces la circuitul sanguin). De asemenea, aceste teste pot fi utile atunci când

substanţele extractibile sunt hidrofobe.

5. Toxicitate sistemică (acută)

Aceste teste evaluează pe un model animal potenţialele efecte

dăunătoare datorate expunerii unice sau multiple, într-un timp mai mic de 24 h, a

98

dispozitivelor, materialelor şi/sau al extractelor lor. Ele sunt adecvate atunci când

contactul antrenează o absorbţie posibilă de substanţă extractibila toxică şi

produsele de degradare. Testele de pirogeniticitate sunt incluse pentru a detecta

pirogeniticitatea extractelor, dispozitivelor sau materialelor. O singură testare nu

poate diferenţia pirogeniticitatea indusă de către material, datorită contaminării

cu endotoxine.

6. Toxicitate subcronică (subacută)

Aceste teste determină efectele unei expuneri simple sau multiple a

dispozitivelor, materialelor şi/sau extractelor lor pe o perioadă de timp de cel

puţin 24 h, la cel mult 10% din durata de viaţă a animalului de experienţă (de

exemplu, până la 90 zile).

7. Genotoxicitate

Aceste teste utilizează culturi de celule de mamifere sau nemamifere,

sau altfel de tehnici pentru a deternima mutaţiile genetice, modificări ale

numărului şi structurii cromozomiale precum şi alte efecte toxice asupra ADN-ului

sau genelor, provocate de către dispozitivele, materialelor şi/sau extractele lor.

8. Implantare

Aceste teste evaluează efectele patologice locale asupra ţesuturilor vii,

atât la nivel macroscopic cât şi microscopic, ale unui eşantion de material sau

produs finit plasat sau implantat într-o zonă de implantare sau un ţesut

corespunzător pentru aplicaţia prevazută. Se convine ca aceste teste să fie

adaptate zonei şi duratei de implantare. Pentru un material, aceste teste sunt

echivalente celor de toxicitate subacută, dacă se studiază şi efectele sistemice.

9. Hemocompatibilitate

Aceste teste evaluează, pe un model sau sistem corespunzător, efectele

dispozitivelor sau materialelor în contact cu sângele, asupra sângelui sau

componentelor sanguine. Testele specifice de hemocompatibilitate pot fi, de

asemenea, imaginate pentru a simula geometria, condiţiile de contact şi dinamica

fluidelor, în dispozitivul sau materialul supus aplicaţiilor clinice. Testele de

hemoliză determină gradul de liză a globulelor roşii şi eliberarea hemoglobinei

provocată de către dispozitiv, materiale şi/sau extractele lor in vitro.

99

(B) Teste de evaluare complementară

Testele de evaluare complementară sunt următoarele:

1. Toxicitate cronică

Aceste teste determină efectele unei sau mai multor expuneri ale

dispozitivelor, materialelor şi/sau extractelor lor pe durata unei perioade de cel

puţin 10% din durata de viaţă a animalului de experienţă (de exemplu, peste 90

de zile pentru şobolan). Se convine ca aceste teste să fie adaptate zonei de

aplicare şi duratei de expunere.

2. Carcinogenitate

Aceste teste determină potenţialul onconogen al dispozitivelor,

materialelor şi/sau extractele lor, în urma unei sau mai multor expuneri sau

contacte pe o perioadă de timp acoperind toată viaţa animalului supus testării.

Aceste teste pot fi concepute în scopul examinării toxicităţii cronice şi caracterului

oncogen în cursul unui experiment. Testele de carginogenitate nu sunt în general

efectuate decât dacă există rezultate care converg şi care provin din alte surse.

Se convine ca aceste teste să fie adaptate zonei de aplicare şi duratei de

expunere.

3. Toxicitatea asupra reproducerii şi dezvoltării (creşterii)

Aceste teste evaluează efectele potenţiale ale dispozitivelor, materialelor

şi/sau extractele lor asupra funcţiei de reproducere, dezvoltării embrionare

(teratogenitate) şi dezvoltarea prenatală şi postnatală precoce. Testele de

toxicitate sau testele biologice asupra reproducerii şi creşterii nu sunt în general

efectuate decât în cazul unde dispozitivul are o posibilitate de impact asupra

capacităţii de reproducere a subiectului. Trebuie să se ţină seama de locul de

aplicare a dispozitivului.

4. Biodegradare

Atunci când există posibilitatea de degradare şi/sau resorbţie, aceste

teste pot pune în evidenţă procesele de absorbţie, distribuţie, biotransformare şi

eliminare a substanţelor extractibile şi produsele de degradare a dispozitivelor,

materialelor şi/sau extractelor lor.

100

Material Curs Introduce Re Biomateriale

Documents

Transcript of Material Curs Introduce Re Biomateriale