Miera elektrochemických interakcií kovov v biologických tekutinách

Samozrejme, že je potrebné pripomenúť, že rýchlosť korózie a pravdepodobný výmenných elektrónov procesov nemožno predpovedať výhradne na základe teoretických údajov. Vždy nutné experimentálne zisťovanie otáčok elektrochemickej interakcie (korózie + výmena elektrónov) v špecifickom prostredí in vitro, simulujúce zloženie telesných tekutín, alebo štúdie v systéme in vivo.

Z praktického hľadiska je dôležité mať na pamäti, že experimenty sa vzorky vopred pasivovaný kovových nemôže simulovať situácie, ktoré nastanú pri mechanickom porušení pasívnej vrstvy v dôsledku korózie. Z tohto dôvodu je nutné podrobiť skúšobný materiál na statické, dynamické a cyklickým zaťažením.

korózie

Má sa za to, že sa korozívne typ útoku korózie je pozorovaná implantovaného kovu (Williams, Rouf, 1978- Muller et al., 1996). Produkty vznikajúce pri tomto procese, majú veľmi významný vplyv na úroveň biokompatibilitu materiálu.

Pri striedavej zaťažení spôsobujúce pohyb medzi povrchov implantátov kovových dielov, napríklad skrutku a ihly, je porušenie pasívnej vrstvy a vznik mnohých mikrotrhlín. Tým sa zvyšuje plochu povrchu implantátu prechádza zaťaženia a oblasť kontaktu s agresívnym prostredia organizmu. V tomto procese je rýchlosť korózie povrchu kovu môže zvýšiť o niekoľko rádov a viesť k rýchlemu rozvoju korózne únavy implantátu. To môže byť znížená o stabilný fixáciu tyčí alebo dosiek dosiahnuteľné tým, že zabezpečí pevný kontakt medzi implantátom a kostnej fragmenty. To zabraňuje sekundárnemu posunutiu, vyplývajúce z biologického kostnú resorpciu. V dôsledku toho bude zníženie korózie prispieť k vyššej stabilite implantátu. Ak je rozhranie implantátu / tvorenie oblasti kostí s vysokou koncentráciou stresu, pozorovanú kostnej osteoporózy a osteomalácie, nasledované uvoľnením lúčov, dosiek, tyčí (Muller et al., 1996- Kovacs, Davidson, 1993- Moroni et al., 1994 ).

Prvky, ktoré môžu self-pasivácia, je odolnejší voči korózii účinky, pretože na povrchu súčasne sú procesy degradácie a nádory pasívnej vrstvy. Prirodzene, biokompatibilita poloha vždy s výhodou vyššou tvorba ochranných oxidov než ich zničenie. Ak sa v dôsledku korózie oxidov sú vytvorené v malých množstvách alebo úplne chýba, je možno pozorovať rozpustenie kovu, napríklad z dôvodu jeho iónovej skupiny (Kovacs, 1992).

Najnižšia hodnota korózie, ktoré sú úmerné množstvu koróznych sadzieb a menových elektróny sú Zr, Ti, Ta, Nb a Cr, zliatiny titánu, ako je Ti-6V-4AL, Ti-13Nb-13Zr, pod povrchom oxidované. V skutočnosti je rýchlosť elektrochemických interakcií (korózia + výmena elektrónov) týchto materiálov je oveľa nižšia, elektrón kurz grafitu, ktoré, rovnako ako vzácnych kovov, nemá ochrannú vrstvu oxidu.

Z teoretického hľadiska použitia pre dopovanie titánových zliatin a kovov, ktoré sú schopné samostatné pasivácia, ako je napríklad Zr, Nb alebo Ta, priaznivejšie než V a AI, ako keď je umiestnený v agresívnom biologickom prostredí, ktoré prispievajú k tvorbe dodatočnej vrstvy oxidu a zabrániť výstupu toxických iónov , Vanád, chróm, nikel, a niekoľko ďalších prvkov, nemajú také vlastnosti. V dôsledku toho, ich použitie znižuje schopnosť zliatin na báze Ti, Zr, Nb a Ta self-pasiváciou.

Keď sa tieto kovy prichádzajú do tkaniva vo forme iónov, ktoré majú toxický účinok na bunky. Okrem toho, kovy, ako je AI, V a Mo majú relatívne vysokú hodnotu inverznej polarizačného odporu.

Výsledkom je, že sa môže uvoľniť počas repasivační procesu na povrchu ako čistého kovu alebo soli, ak je tenká pasívne film vytvorený za prirodzených podmienok sa odstráni, po poškodení koróziou alebo korozívnym mechanického pôsobenia. V dôsledku toho, že sú potenciálne nebezpečné, pretože môžu migrovať priamo do okolitého tkaniva vo forme iónov alebo molekúl a spôsobiť vývoj toxických, imunologických a ďalších nežiaducich účinkov.

To všetko je potrebné vziať do úvahy pri používaní a vývoj nových materiálov, as prímesi, môže výrazne zmeniť biokompatibility implantátov (Kovacs, 1992- Kovacs, Davidson, 1993- Bruneel a kol., 1988- Davidson, 1993- Alcantara a kol., 1999).

Aby sa zabránilo tento proces, je nutné použiť technológiu tvoriť na povrchu implantátu "tučný" odolný voči oteru ochrannou fóliou, ktorá zabráni vzniku reakčného povrchu kovu, ako je napríklad titán, zirkón, pre Ti-13Nb-13Zr alebo Zr zliatiny -2.5Nb.

Avšak, hrúbka fólie nemôže prekročiť určitú hodnotu, a potom sa stratí lepidlo a vysoké biomechanické vlastnosti. Na rozdiel od toho namiesto pozitívneho výsledku, tento prístup poskytuje negatívny (Mishra, Davidson, 1992- ÇÍăĎ et al., 1997-Jacobs a kol., 1998).

Úloha adhezívnych proteínov na povrchu kovu

Adhéznych proteínoch pozorované ihneď po podaní kovového implantátu do tela. O tom, ako tento proces prebieha, či je v tejto konformácii proteínov, jeho kinetiky, úroveň biokompatibility materiálu do značnej miery závisí.

Predpokladá sa, že výrobky korózia významne ovplyvniť pevnosť adhéznych proteínov. Je zrejmé, že toto môže byť kvôli výmene elektrónov.

Existuje vzťah proces retencie proteínov s reverznej polarizačného odporu (OP) pre zliatiny, ako je SS-316L, Ti-6Al-4V, Ti-13Nb-13Zr, Ti-13Nb-13Zr, Zr-2.5Nb a oxidovaného Zr-1.5Nb. Experimenty ukazujú, že retencia fibrinogén sa zvyšuje lineárne s nárastom GPT (Yun et al., 1994). Do istej miery to možno vysvetliť rastúce prešmykovaniu adsorbuje fibrinogén súvisiace prenos elektrónov (Bolz, Shaldach, 1993).

Bioinert materiály, ktoré nie sú spôsobené alebo v podstate nie sú sprevádzané nežiaduce reakcie tkaniva majú zvyčajne nízke NSO jeho povrch.

V dôsledku toho, zníženie kapsule skupiny OPS kovov môžu byť použité pre stanovenie celkovej biokompatibility. Jeden zo skutočností, nepriamo potvrdzujúci platnosť tohto predpokladu je inverzný vzťah medzi veľkosťou a NSO schopnosť osteoblastov priľnúť k testovaného materiálu.

Čím nižšia NSO, tým lepšie sú bunky sú pripojené k povrchu kovu.

Účinok spätného polarizačného odporu kovových povrchov pre pripevnenie schopnosť osteoblastov

Tento záver je podporený napríklad oxidovaného Zr-2.5Nb zliatiny, ktorá má najmenší odpor polarizácie inverzný a ukazuje najvyššiu úroveň pripojenia osteoblastov (Babu et al., 1995- Kovacs, Davidson, 1996).

Podobné výsledky boli získané v našom laboratóriu skúmaním schopnosti buniek kostnej drene sa priľnúť k oxidované a neagresívnym titánu. Bolo zistené, že veľkosť prichytenie buniek na umelo vytvorené anodickou oxidáciou zapaľovacie uhličitého chlorovodíkovej plochy, ktorá má vysoký odpor je 2,5 krát vyššia ako čistého titánu.

Ďalším príkladom empirické korelácie medzi OPS a potenciálny indikátor biokompatibilitou spojených baktérií znázornené na obrázku, ktorý ukazuje, že schopnosť Streptococcus Sanguis adhézie závisí na prenosovej sústavy (Babu et al., 1995- Kovacs, Davidson, 1996).

Účinok spätného povrchu polarizačného odporu na schopnosť bakteriálnych buniek priľnúť k povrchu kovu

Je zaujímavé poznamenať, že v tomto prípade vyššia hodnota zodpovedá OPS zníži bakteriálne prílohu. To samozrejme znamená, že čím väčšia je elektrochemická reakcia medzi zliatinou a médiom môže brániť zachytávaniu týchto baktérií.

Tieto údaje zvýšia zaujímavú otázku možnej úlohe kvality a kvantity koróznych produktov pre upevnenie niektorých baktérií. Teoreticky je ťažké vysvetliť.

Zdá sa, že je tu významný rozdiel v distribúcii týchto adhéznych molekúl a receptorov alebo elektrostatického náboja medzi štruktúrou bakteriálnych a živočíšnych bunkových membrán.

Predložené údaje vyžadujú ďalší výskum.

AV Karpov VP Shakhov
Externé fixačné systém a regulačné mechanizmy optimálne biomechanika

Delež v družabnih omrežjih:

Podobno