Míra elektrochemických interakcí kovů v biologických tekutinách

Samozřejmě, že je třeba připomenout, že rychlost koroze a pravděpodobný výměnných elektronů procesů nelze předpovědět výhradně na základě teoretických údajů. Vždy nutné experimentální zjišťování otáček elektrochemické interakce (koroze + výměna elektronů) ve specifickém prostředí in vitro, simulující složení tělesných tekutin, nebo studie v systému in vivo.

Z praktického hlediska je důležité mít na paměti, že experimenty se vzorky předem pasivovaný kovových nemůže simulovat situace, které nastanou při mechanickém porušení pasivní vrstvy v důsledku koroze. Z tohoto důvodu je nutné podrobit zkušební materiál na statické, dynamické a cyklickým zatížením.

koroze

Má se za to, že se korozivní typ útoku koroze je pozorována implantovaného kovu (Williams, Rouf, 1978- Muller et al., 1996). Produkty vznikající při tomto procesu, mají velmi významný dopad na úroveň biokompatibilitu materiálu.

Při střídavé zatížení způsobující pohyb mezi povrchů implantátů kovových dílů, například šroub a jehly, je porušení pasivní vrstvy a vznik mnoha mikrotrhlin. Tím se zvyšuje plochu povrchu implantátu prochází zatížení a oblast kontaktu s agresivním prostředí organismu. V tomto procesu je rychlost koroze povrchu kovu může zvýšit o několik řádů a vést k rychlému rozvoji korozní únavy implantátu. To může být snížena o stabilní fixaci tyčí nebo desek dosažitelné tím, že zajistí pevný kontakt mezi implantátem a kostní fragmenty. To zabraňuje sekundárnímu posunutí, vyplývající z biologického kostní resorpci. V důsledku toho bude snížení koroze přispět k vyšší stabilitě implantátu. Pokud je rozhraní implantátu / tvoření oblasti kostí s vysokou koncentrací stresu, pozorovanou kostní osteoporózy a osteomalacie, následované uvolněním paprsků, desek, tyčí (Muller et al., 1996- Kovacs, Davidson, 1993- Moroni et al., 1994 ).

Prvky, které mohou self-pasivace, je odolnější vůči korozi účinky, protože na povrchu současně jsou degradační procesy a nádory pasivní vrstvy. Přirozeně, biokompatibilita poloha vždy s výhodou vyšší tvorba ochranných oxidů než jejich zničení. Pokud se v důsledku koroze oxidů jsou vytvořeny v malých množstvích nebo zcela chybí, je možno pozorovat rozpuštění kovu, například z důvodu jeho iontové skupiny (Kovacs, 1992).

Nejnižší hodnota koroze, které jsou úměrné množství korozních sazeb a měnových elektrony jsou Zr, Ti, Ta, Nb a Cr, slitiny titanu, jako je Ti-6V-4AL, Ti-13Nb-13Zr, pod povrchem oxidované. Ve skutečnosti je rychlost elektrochemických interakcí (koroze + výměna elektronů) těchto materiálů je mnohem nižší, elektron kurz grafitu, které, stejně jako vzácných kovů, nemá ochrannou vrstvu oxidu.

Z teoretického hlediska použití pro dopování titanových slitin a kovů, které jsou schopny samostatné pasivace, jako je například Zr, Nb nebo Ta, příznivěji než V a AI, jako když je umístěn v agresivním biologickém prostředí, které přispívají k tvorbě dodatečné vrstvy oxidu a zabránit výstupu toxických iontů , Vanad, chrom, nikl, a několik dalších prvků, nemají takové vlastnosti. V důsledku toho, jejich použití snižuje schopnost slitin na bázi Ti, Zr, Nb a Ta self-pasivací.

Když se tyto kovy přicházejí do tkáně ve formě iontů, které mají toxický účinek na buňky. Kromě toho, kovy, jako je AI, V a Mo mají relativně vysokou hodnotu inverzní polarizačního odporu.

Výsledkem je, že se může uvolnit během repasivační procesu na povrchu jako čistého kovu nebo soli, je-li tenká pasivní film vytvořený za přirozených podmínek se odstraní, po poškození korozí nebo korozivním mechanického působení. V důsledku toho, že jsou potenciálně nebezpečné, protože mohou migrovat přímo do okolní tkáně ve formě iontů nebo molekul a způsobit vývoj toxických, imunologických a dalších nežádoucích účinků.

To vše je třeba vzít v úvahu při používání a vývoj nových materiálů, as příměsi, může výrazně změnit biokompatibility implantátů (Kovacs, 1992- Kovacs, Davidson, 1993- Bruneel a kol., 1988- Davidson, 1993- Alcantara a kol., 1999).

Aby se zabránilo tento proces, je nutné použít technologii tvořit na povrchu implantátu „tlustý“ odolný vůči otěru ochrannou fólií, která zabrání vzniku reakčního povrchu kovu, jako je například titan, zirkon, pro Ti-13Nb-13Zr nebo Zr slitiny -2.5Nb.

Nicméně, tloušťka fólie nemůže překročit určitou hodnotu, a poté se ztratí lepidlo a vysoké biomechanické vlastnosti. Na rozdíl od toho namísto pozitivního výsledku, tento přístup poskytuje negativní (Mishra, Davidson, 1992- Čiadovi et al., 1997-Jacobs a kol., 1998).

Úloha adhezivních proteinů na povrchu kovu

Adhezních proteinech pozorovány ihned po podání kovového implantátu do těla. O tom, jak tento proces probíhá, zda je v této konformaci proteinů, jeho kinetiky, úroveň biokompatibility materiálu do značné míry závisí.

Předpokládá se, že produkty koroze významně ovlivnit pevnost adhezních proteinů. Je zřejmé, že toto může být kvůli výměně elektronů.

Existuje vztah proces retence proteinů s reverzní polarizačního odporu (OP) pro slitiny, jako je SS-316L, Ti-6Al-4V, Ti-13Nb-13Zr, Ti-13Nb-13Zr, Zr-2.5Nb a oxidovaného Zr-1.5Nb. Experimenty ukazují, že retence fibrinogen se zvyšuje lineárně s nárůstem GPT (Yun et al., 1994). Do jisté míry to lze vysvětlit rostoucí přesmyku adsorbuje fibrinogen související přenos elektronů (Bolz, Shaldach, 1993).

Bioinert materiály, které nejsou způsobeny nebo v podstatě nejsou doprovázeny nežádoucí reakce tkáně mají obvykle nízké NSO jeho povrch.

V důsledku toho, snížení kapsle skupiny OPS kovů mohou být použity pro stanovení celkové biokompatibility. Jeden ze skutečností, nepřímo potvrzující platnost tohoto předpokladu je inverzní vztah mezi velikostí a NSO schopnost osteoblastů přilnout k zkoušeného materiálu.

Čím nižší NSO, tím lepší jsou buňky jsou připojeny k povrchu kovu.

Účinek zpětného polarizačního odporu kovových povrchů pro připevnění schopnost osteoblastů

Tento závěr je podpořen například oxidovaného Zr-2.5Nb slitiny, která má nejmenší odpor polarizace inverzní a ukazuje nejvyšší úroveň připojení osteoblastů (Babu et al., 1995- Kovacs, Davidson, 1996).

Podobné výsledky byly získány v naší laboratoři zkoumáním schopnosti buněk kostní dřeně se přilnout k oxidované a neagresivním titanu. Bylo zjištěno, že velikost přichycení buněk na uměle vytvořené anodickou oxidací zapalovací uhličitého chlorovodíkové plochy, která má vysoký odpor je 2,5 krát vyšší než čistého titanu.

Dalším příkladem empirické korelace mezi OPS a potenciální indikátor biokompatibilitou spojených bakterií znázorněno na obrázku, který ukazuje, že schopnost Streptococcus sanguis adheze závisí na přenosové soustavy (Babu et al., 1995- Kovacs, Davidson, 1996).

Účinek zpětného povrchu polarizačního odporu na schopnost bakteriálních buněk přilnout k povrchu kovu

Je zajímavé poznamenat, že v tomto případě vyšší hodnota odpovídá OPS sníží bakteriální přílohu. To samozřejmě znamená, že čím větší je elektrochemická reakce mezi slitinou a médiem může bránit ulpívání těchto bakterií.

Tyto údaje zvýší zajímavou otázku potenciální úloze kvality a kvantity korozních produktů pro upevnění některých bakterií. Teoreticky je obtížné vysvětlit.

Zdá se, že je zde významný rozdíl v distribuci těchto adhezních molekul a receptorů nebo elektrostatického náboje mezi strukturou bakteriálních a živočišných buněčných membrán.

Předložené údaje vyžadují další výzkum.

AV Karpov VP Shakhov
Externí fixační systém a regulační mechanismy optimální biomechanika

Sdílet na sociálních sítích:

Podobné