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
Axele cristalografice şi
parametrii de reţea
Celula unitară şi aspectul desfăşurat al
acesteia
Variante posibile de reţea
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.
Axele cristalografice şi
parametrii de reţea
Celula unitară şi aspectul desfăşurat al
acesteia
Variante posibile de reţea
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
Axele cristalografice şi
parametrii de reţea
Celula unitară şi aspectul desfăşurat al
acesteia
Variante posibile de reţea
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.
Axele cristalografice şi
parametrii de reţea
Celula unitară şi aspectul desfăşurat
al acesteia
31
Variante posibile de reţea
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.
Axele cristalografice şi
parametrii de reţea
Celula unitară şi aspectul desfăşurat
al acesteia
32
Variante posibile de reţea
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.
Axele cristalografice şi
parametrii de reţea
Celula unitară şi aspectul desfăşurat
al acesteia
33
Variante posibile de reţea
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
101
Top Related