Aspecte generale ale ingineriei tesutului osos [305343]

Introducere

Pierderea de țesut osos ca urmare a traumelor, bolilor sau îmbătrânirii populației reprezintă o problemă de sănătate din ce în ce mai gravă. [anonimizat]. Aceste dezavantaje limitează abordarea în aplicații pe scară largă. [anonimizat], însă și acestea sunt limitate din cauza reacțiilor imunologice provocate beneficiarilor. Biomaterialele sintetice pentru înlocuirea/refacerea țesutului osos oferă o strategie alternativă promițătoare de vindecare a leziunilor osoase grave. Astfel, [anonimizat]. Până în prezent, o [anonimizat], hidroxiapatita, fosfatul tricalcic etc. au fost utilizate cu succes în aplicații medicale de substituție/refacere a țesutului dur[1].

[anonimizat] (de tip CaSiO3) au fost implementate ca o noua clasă de biomateriale utilizate în aplicații medicale de înlocuire sau refacere a țesutului dur. [anonimizat] a țesutului osos. O strategie de îmbunătățire folosită pentru a controla rata de dizolvare a acestei clase de materiale este încorporarea unor metale în CaSiO3 [anonimizat]. deoarece acestea au o influență asupra formării de țesut osos[2]. Un ion anorganic important atât pentru creșterea cât si pentru o bună dezvoltare a oaselor este zincul (Zn) deoarece acesta stimulează formarea de țesut osos si în același timp inhibă resorbția osoasa. Un alt ion anorganic la fel de important este titanul (Ti) [anonimizat], iar stronțiul (Sr) este esențial pentru țesutul osos deoarece susține osteogeneza. Odată cu încorporarea ionului de zinc în CaSiO3, [anonimizat] (Ca2ZnSi2O7-HT), [anonimizat][1].

În prezentul proiect de diplomă vom analiza influența adaosului de SrO asupra proprietăților hardistonitului. Încorporarea oxidului de stronțiu în hardistonitpoate conduce la îmbunătățirea performanțelor materialului ceramic.

[anonimizat] 98% din stronțiul aflat în corpul uman se găsește în scheletul uman. [anonimizat], [anonimizat]. [anonimizat][3]. [anonimizat] a [anonimizat] [citare], [anonimizat] a [anonimizat] necesare pe care trebuie să le aibă, precum biocompatibilitate, non-toxicitate, cito-toxicitate, osteoinducție, acesta trebuie să dețină proprietăți mecanice excelente și densitate ridicată, duritate pentru a oferi rezistență la uzură și frecare. Numeroase publicații [citare] s-au axat pe impactul stronțiului asupra proprietăților mecanice și a structurii cristaline a ceramicelor. Cu toate acestea, o relație clară dintre structura cristalină și proprietățile mecanice ale acestor materiale este neelucidată.

Aspecte generale ale ingineriei tesutului osos

Țesutul ososeste un țesut puternic vascularizat, dinamic și care deține o capacitate unică de vindecare și remodelare fără urme cicatricoase. Rolul principal al osului este de a oferi suport structural organismului, dar acesta servește și ca rezervor de minerale, portant având o rezistență mecanică excelentă, sprijină contracția musculară rezultată în urma mișcării și nu în ultimul rând protejează organele interne (inima, plămânii, creierul). În consecință alterarea și distrugerea țesutului cauzate în urma unor traume sau a unor boli influențează semnificativ calitatea vieții afectând în aceiași măsură echilibrul organismului uman[os1].

În domeniul regenerării țesutului osos,de-alungul anilor au fost realizate progrese majore, cele mai bune terapii fiind reprezentate de grefele osoase. Grefele osoase prezintă însă multe limitări și de aceea oamenii de știinda au decurs la folosirea unor biomateriale sintetice ca o strategie alternativă promițătoare, astfel ingineria tisulara este un domeniu ce a câștigat notorietate in ultimii ani[eu].

Țesutul osos este caracterizat de proprietăți interesante datorate în mod fundamental structurii compoziționale a osului. Osul este compus din hidroxiapatita, colagen, proteine necolagenoase, proteogligani (cantități mici) și apă, iar compoziția structurală variază în funcție de vârstă, sex, specie, de tipul osului, dar și de sănătatea acestuia putând fi afectat sau nu de boală. Trebuie menționat că constituenții organici asigură proprietățile de tensiune în concordanță cu țesutul osos, pe când constituenții anorganici sunt răspunzători pentru rigiditatea osului și rezistența la compresiune.

Țesutul osos din punct de vedere macroscopic este neomogen, anizotrop și poros cu o porozitate ce poate varia de la 5 la 95%. Majoritatea țesuturilor osoase prezintă fie o porozitate foarte scăzută specifică țesutului cortical, care se mai numește și țesut osos compact, fie o porozitate foarte ridicată specifică țesutului osos trabercular sau țesut osos spongios(Figura1).

Țesutul osos spongios (20% din masa osoasa) se găsește în capetele oaselor lungi, în oasele plate și în oasele cubice. El are o porozitate de 50-95% cu pori interconectați umpluți cu măduvă al cărui rol este de a produce celule sangvine. Matricea osoasă este formată din trabecule a căror grosime este de 200μm. Osul cortical(Figura 2) (80% din masa osoasa) se găsește în oasele lungi și înconjoară osul spongios care alcătuiește învelișul exterior al oaselor plate formând astfel o structură de tip “sandwich” cunoscută pentru proprietățile sale structurale optime. Țesutul osos compact este caracterizat de o porozitate cuprinsă între 5 și 10% cu diferite tipuri de pori. Acesta are cea mai mare porozitate vasculară, având un diametru de 50μm, formată prin canalele Havers (de-alungul osului) și canale Volkmanns (canale transversale care fac legatura cu cele Havers) cu vasele capilare și nervii. Țesutul osos compact este alcatuit din structuri cilindrice, aflate în jurul canalelor Havers, cunoscute ca sisteme Havers sau osteoni, diametrul acestora fiind de 200μm[os2].

Figura 1. Secțiune osoasă prezentând osul cortical și trabecular[os2]

Figura 2. Structuraosoasă tipică în structura femurului. Tip de os cortical plexiform si haversian[osbun]

Celedouătipuri de țesutosossuntformate la rândul lor din două tipuri de țesutdiferitșianumeîntrețesutșioslamelar. Acestetipuri de osvin cu multediferențeîntreele, acesteaconstândîncompoziție, creștere, organizareșibineîntelesproprietățimecanice. Osulîntrețesut se formează rapid șieste slab organizatavând un aranjamentaleatoriu a fibrelor de colagen, darși a cristalelor, pecândosullamelar se formează lent, fiindfoarte bine organizat cu lameleparalelecefac ca osullamelarsă fie maiputernic ca celîntrețesut.

Referitor la proprietățile mecanice acestea depind de compoziție, structură și anizotropia structurală care influențează direct proprietăți ca rigiditatea și rezistența. Într-un studiu, Reilly și Bursteinafirmă că puterea medie a unui os compact determinată printr-un test de compresiune longitudinal a fost de 105MPa, iar puterea medie determinată printr-un test de compresiune transversală a fost de 131MPa. Rezistența medie longitudinală în tensiune determinată în același experiment a fost de 53MPa[os2].

Artoplastia

Artoplastia este o procedură chirurgicală efectuată pentru a calma durerea și a restabili gradul de mobilitate prin realinierea sau reconstrucția unei îmbinări disfuncțională.

Scopul artoplastiei este de a restabili funcția unei articulații sinoviale înțepenite și de a ameliora durerea. Fiind o procedură chirurgicală, este efectuată, de obicei, atunci când tratamentul medical nu mai funcționează și nu mai îmbunătățește funcția articulației afectate. Există doua tipuri de intervenții chirurgicale de artoplastie și anume rezecție articulară și reconstrucție interpozitională. Rezecția comună implică îndepărtarea unei părți a osului dintr-o îmbinare rigidizată, mărind spațiul dintre os și soclu pentru a îmbunătății mobilitatea, iar reconstrucția interpositională este o intervenție chirurgicală care remodelează articulația, adăugandu-se un disc prostetic între cele doua oase care formează articulația. Proteza poate fi realizată din material plastic, metalic, material ceramic etc. Atunci când reconstruția interpositională eșuează, înlocuirea totală a articulației este necesară, aceasta mai este numită și artoplastie totală http://www.surgeryencyclopedia.com/A-Ce/Arthroplasty.html.

Mulți pacienți suferă de artrită la gleznă, o afecțiune în care glezna cartilajului articular se uzează. Pacienții prezintă durere, pierderea mobilității, umflare și invaliditate. Artoplastia de gleznă este o procedură chirurgicală în care se înlocuiește suprafața comună a gleznei, similară cu artoplastia de șold și genunchi. Uzată, articulația de suprafață este îndepărtată și înlocuită cu o combinație de metal/ceramică și polietilenă. Această operație are ca scop ameliorarea durerii, a restabilii gradul de mobilitate și permite pacienților să se întoarcă la unele dintre activitățile lor normale Ankle.

Simptome sau prezentări clinice

Pacienții cu artrită de gleznă au dureri de gleznă, glezna lor este umflată și își pierd mobilitatea. Pacienții pot fi în imposibilitata de a efectua mai multe activități, cum ar fi mersul pe jos pe distanțe lungi, alergatul, înotul și alte activități sportive, dar și activități chiar simple precum ridicarea de pe scaun și mersul pe jos care pot deveni dificile Ankle.

Cauze și factori de risc

Există mai multe cauze care pot provoca artrita de gleznă. Cea mai frecventă cauză este în prealabil trauma gleznei sau fractura („glezna ruptă”). Alte cauze de artrită de gleznă includ instabilitatea gleznei, artrita reumatoidă, artrita psoriazică, antecedente familiale de artrită, gută și hemofilie. Uneori motivul pentru artrită este necunoscut (artrită „idiopatică”) Ankle

Anatomia

Articulația gleznei este o structură complexă, care includ trei oase: tibia (osul major al piciorului), fibula (osul mic de la picior) și osul talus. Aceste oase interacționează pentru a permite mișcări ale articulației gleznei. Glezna se mișcă în toate planurile de mișcare, oferind cea cel mai adesea în sus, dorsiflexie, și în jos, plantarflexie, ce sunt mișcări ale gleznei, dar, de asemenenea și mișcări ca eversiune (mișcare spre afară) și spre interior, numită inversie. Ankle

Intervenția chirurgicală standard de aur pentru tratarea afecțiunilor cauzate de artrita de gleznă a fost fuziunea gleznei sau artrpdeza. În ultimul deceniu, companiile de dispozitive medicale au introdus glezne artificiale, concepute pentru a imita mai bine mișcările naturale ale articulației de gleznă, lucru ce face ca înlocuirea articulației de gleznă, în defavoarea fuziunii gleznei să fie din ce in ce mai populară.

În martie 2010, Colegiul American de Picior și Gleznă a Chirurgilor a dat dispozitivelor mai noi un vot de încredere, spunând că profilul de siguranță al înlocuirii gleznei a devenit comparabilă cu cea a fuziunii gleznei. http://www.arthritis.org/living-with-arthritis/treatments/joint-surgery/types/other/bone-fusion-joint-replacement-surgery.php

De-alungul anilor, înlocuirea totală a articulației gleznei a câștigat teren în detrimentul fuziunii. Implantul de gleznă conține doua sau trei componente realizate din materiale metalice precum Ti, Co-Cr etc pentru componenta care interacționează direct cu osul și polimeri cu greutate moleculară foarte mare precum polietilena pentru componenta care formează articulația. Un uriaș succes, îl au mai nou materialele din ceramică cum ar fi alumina și zircona (Al2O2, ZnO2) care oferă rezistentă mecanică excelentă pentru articulația gleznei, o osteointegrare ridicată, iar forța de frecare dintre suprafețe este minimă, la fel ca și în cazul componentelor din metal cu polietilena. ankle2

În prezenta lucrare pornind de la ceramicele dense și clasice (Al2O2, ZnO2) vom elabora tehnologia de realizare a unui implant format dintr-o ceramică hardistonitică cu adaos de oxid de stronțiu pentru realizarea unui implant de înlocuire a articulației gleznei.

Zircona

Zircona material anorganic () are proprietăți mecanice ridicate și toxicitate scăzută. Prin urmare, este folosit ca un biomaterial pentru proteză de șold, coroana dintelui, și implanturi dentare, și este de așteptat să fie un nou material de restaurare osoasa. Cu toate acestea, atunci când se analizează utilizarea ca un nou material de restaurare osoasa, proprietăți mecanice ale sinterizate sunt mult mai mari decât un os cortical. Prin urmare legarea la un os gazdă, poate duce la aparitia unor concentrațiile de stres inegale și usoare fracturi datorită diferenței de rezistenta. Mai mult decât atât, având afinitate buna de la celule și țesuturi este de asemenea o problemă critică.

Alumina (Al2O3) sau oxid de aluminiu este singurul oxid format din aluminiu metalic și se găsește în natură sub formă de minerale „corindon” (Al2O3); diaspor (Al2O3xH2O); gibbsite (Al2O3x3H2O); și cel mai frecvent ca bauxită, care este o formă impură de gibbsite.

Importanța aluminei este de două ori mai mare. Acesta este folosită ca materie primă pentru topirea aluminilui metalic, ca materie primă pentru o gamă largă de produse ceramice avansate și folosit ca agent activ în procesul de prelucrare chimică.

[http://www.iiuedu.eu/press/journals/sds/SDS_2010/DET_Article2.pdf N.p., 2016. Web. 23 June 2016]

Oxidul de aluminiu (alumina, Al2O3) are avantaje datorită proprietăților termice, chimice și fizice, în comparație cu cele mai multe materiale ceramice, și este utilizat pe scară largă pentru cărămizi refractare, abrazive și circuit integrat (IC).

Ceramica aluminoasă datorează stabilitatea oxidului și legăturilor sale atomice puternice performanțelor lor mecanice și termice care implică duritate mare, moduli de elasticitate mari, rezistență mecanică satisfăcătoare, rezistentă la uzură, bune proprietăți tribologice și refractivitate.

Structura unității celulare de bază a aluminei naturale (corindon) este hexagonală. Structura de oxid de aluminiu este de două tipuri: hexagonală și octaedrală.

Efectul stronțiului asupra osului

Procesele de resorbție și formare a țesutului sunt guvernate de o varietate de agenti de reglementare sistemici și locali. Unele elemente aflate în legătură strânsă cu calciul, cum ar fi stronțiul (Sr), generează efecte farmacologice asupra țesutului dur atunci sunt în cantități mult mai mari decât cele optime pentru fiziologia celulelor normale. Stronțiul este un ion anorganic ce inhibă resorbția osoasă, iar pe lângă această activitate a fost demonstrat că stronțiul are și activitate anabolică în oase, lucruri ce generează efecte benefice semnificative asupra echilibrului osos în condiții optime și asupra animalelor osteopenice. Astfel, prin urmare, stronțiul prezintă un potențial interes în tratamentul osteoporozei[strontium].

Studiile in vitro au arătat că stronțiul îmbunătățește replicarea celulelor preosteoblastice și stimulează formarea oaselor. În plus, a fost demonstrat că prezențastronțiului induce scăderea resorbției osoasă in vitrola șoareci și oameni. Câteva experimente [citare] au raportat unele mecanisme celulare de acțiune a stronțiului asupra resorbției osoase. Stronțiu (ca ranelat, 1mM Sr) a inhibat resorbția osoasă a osteoclastelor șoarecilordin oasele lungi. Acest efect s-a dovedit a fi specific stronțiului, deoarece nici calciul și nici sărurile de Na la aceleași concentrații nu prezintă efecte inhibitoare în acest sistem de cultură. Mai mult decât atât, s-a constatat că preincubarea unei felii de os cu stronțiu a inhibat activitatea de resorbție a osteoclastelor șobolanilor izolați in vitro, fără a afecta adeziunea celulară sau viabilitatea acestora. În general, aceste studii sugerează că stronțiul inhibă direct recrutarea și activitatea osteoclastelor și reduce resorbția osoasă in vitro, fără efecte toxice asupra acestor celule[strontium].

Hardistonituleste o ceramicăsilicaticacu formula chimică Ca2ZnSiO7. Aceastăceramică are o structurătetragonalăîn care zinculreacționează cu Ca, Si și O șiformează o nouăfază cristalină „hardistonit HT” conformurmătoareireacții:

(x)Zn+Ca+Si+(3+x)O(x)Ca2ZnSi2O7+(1 – 2x)CaSiO3

Hardistonitulestemaistabilchimiccomparativ cu ceramicasilicatică, iarprezențaionilor de Zn afecteazărugozitateaceramicii.În plus, 0.4 ppm ioni de Zn (50% concentrație de Zn) posedăceamaibunăstabilitatechimică, contribuie la proliferareacelulelor HOB șidiferentieriișiinhibă formarea de apatite. A fostraportatfaptulcăhardistonitul nu esteîn mod natural purdatorităaltormineraleprezente, cum ar fi willemitul (Zn2SiO4), așa cum reieseși din sintezachimică a hardistonitului.Structurawillemituluiadăposteșteionii de Zn îndouădiferite situsuri de coordinare, formândastfel o nouă fază cristalină prinreacția cu Ca, Si și O. Courtheouxșicolab. [citare] au arătatcă Zn-ul din rețeaua de ceramicasilicaticaîncetineștedizolvareastructuriișiîmbunătățeștestabilitateachimică (durabilitatea). Mai mulțicercetători, înurmaunorexperimente de caracterizare a proprietățilorhardistonitului au ajuns la anumiteconcluzii: Wușicolab[citare] au arătatcăcelulele stem mezenchimale din măduvaosoasă (BMMSC) aderă bine la suprafațahardistonitului, Zreiqatșicolaboratorii [citare] au raportatcăimplantareahardistonituluifăcută in vivo îndefecteleosuluitibial al șobolanilor a prezentat o creștererapidă de neoțesutîncomparație cu βTCP, Wang șicolab. [citare] au arătatcăscaffoldul din hardistonit are o rată de degradaremaimicăîncomparație cu ceramicasilicatică, iar Li șicolab. [citare] au demonstratcitocompatibilitatea in vitro a uneiacoperiri cu hardistonitarătândastfelcăhardistonitulucidebacteriileprindeteriorareastructuralășimorfologică a membraneicelularedatorităprezenteiionilor de Zn[10.4416].

Bibliografie

[1] M eiliZhang, Kaili Lin, Jiang Chang. Preparationandcharacterization of

Sr–hardystonite (Sr2ZnSi2O7) for bone repairapplications Volume 32, October 2011.

Pages 184–188 DOI: 10.1016/j.msec.2011.10.017

[2]H .Mohammadi, M. Hafezi, S. Hesaraki, M.M. Sepantafar. Preparationandcharacterization of Sr-Ti-hardystonite (SrTiHT) nanocomposite for bone repair

application. Nanomed. J., 2(3): 203210, Summer 2015 DOI: 10.7508/nmj. 2015.03.005

[3]Schumacher TC, Aminian A, Volkmann E, Lührs H, Zimnik D, Pede D, Wosniok

W,Treccani L, Rezwan K. Synthesisandmechanicalevaluation of Sr dopedcalciumzirconiumsilicate (baghdadite) andits impact on osteoblast cellproliferationand ALP activity. BiomedMater. 2015 Oct 20;10(5):055013. doi:10.1088/17486041/

10/5/055013. PubMed PMID: 26481217.

HIP

Presareaizostatică la cald poate fi folosită pentru obținerea pieselor ceramice, pentru densificarea componentelor prealabil fasonate. Presarea izostatica la cald (HIP) presupune aplicarea simultana de presiune înaltă (15.000 pana la 45.000 psi) și temperatură ridicata (pana la 2500°C) într-o incinta speciala. Presiunea se aplica de obicei cu un gaz inert cum ar fi argonul. Presarea izostatică la cald permite eliminarea completă a porozității interne a unor corpuri solide cu geometrie simplă sau complexă cu îmbunătățirea proprietăților mecanice, cum ar fi ductilitatea și rezistența la oboseala.. [hip2].

De obicei, temperatura este selectată pentru a permite o deformare plastică limitată de materialul care este prelucrat în stare solidă, iar presiunea (de la 1.000 până la 3.000 de atmosfere) este aplicatăizostatic, fiind exercitată pe părțile fierbinți pentru o perioadă de timp. Camera este apoi răcita încet, depresurizata și părțile îndepărtate.

Deoarece camerele moderne pentru procesul de presare izostatica la cald tind sa fie din ce in ce mai mari, intr-un singur proces se pot realiza multiple piese de mici dimensiuni, facand astfel pretul unitar al procesului foarte mic.

Un ciclu tipic de presare izostatică la cald este prezentat în figura 5. Prelucrarea materialului prin tehnica HIP oferă multe avantaje în comparație cu procedeele convenționale, datorate naturii izostatice a presiunii aplicate:

pulberile sunt consolidate spre densități mult mai mari la temperaturi mai mici

foarte multe forme complexe pot fi prelucrate

corpurile solide obținute au densitate omogenă

densitatea mare a gazului facilitează transferul de căldură, ceea ce duce la o încălzire rapidă și timpi de ciclu mai mici

materialele fragile pot fi procesate datorită încălzirii mai unoforme.

Aplicațiile majore ale acestei tehnici sunt în domeniul metalurgiei pulberilor și ceramicelor[hip3].

Figura 5. Un ciclu tipic HIP (dupa referinta1 -hip3)

Pentru a obțineceramici cu densitate mare, sinterizate la temperaturi înalte, este necesar un control precis al temperaturii. Echipamentul HIP este alcătuit dintr-un cuptor electric, care se află înăuntrul unui vas de presiune. Cu toate acestea, proiectarea unor astfel de cuptoare este diferită de cel al cuptoarelor electrice obișnuite aflate sub presiune atmosferică sau sub vid. Această diferență se datorează în principal naturii gazului sub presiune cu care este umplut vasul de presiune. Viscozitatea gazului, care este de obicei inert, este foarte scăzută, în timp ce densitatea sa este foarte mare, astfel încât căldura generată prin încălzire este transferată în principal prin convecția naturală a gazului. Structura cuptorului, cât și dispozitivul de încălzire și izolare termică sunt realizate din aliaje rezistente la căldură sau metale refractare.Figura 6 arată dispunerea generală a unui sistem HIP[hipbun].

Figura 6. Dispunerea generală a unui sistem HIP(dupa 5)[hip3]

Vasul de presiune

În proiectarea vasului de presiune este foarte important efortulmaxim admisibil pe durata de funcționare proiectată, rezistența la oboseală. Există 3 tipuri de astfel de vase:

monolitic cu filet de închidere final

monolitic fără filet de închidere final și cu un cadru de jug separat

bobină pretensionată fără filet de închidere final și un cadru de jug separat(hip3).

Vasul de presiune este una dintre componentele majore a echipamentului. Din cauza energiei mari acumulate, dar și al caracterului ciclic al operațiunii, principala preocupare este siguranța. Prin urmare, vasul trebuie să fie construit astfel încât să fie protejat împotriva influenței fluidului de răcire și/sau defectării sistemului de răcire care evacuează pierderile de căldură prin bariera de căldură în timpul încălzirii și perioadelor de răcire. Conductivitatea termică, precum și capacitatea de încălzire, trebuie să fie suficient de mare pentru a evita o creștere considerabilă a temperaturii în oțel(hipbun).

Cuptorul

Cuptorul este alcătuit dintr-o serie de rezistențe electricecare permite obținerea unor temperaturi ridicate, o barieră termică, care menține interiorul cuptorului la o temperatură ridicată și protejează vasul de presiune de temperatura internă ridicată, precum și un sistem de monitorizare a temperaturii. Figura 7 prezintă conceptul de bază al unui cuptor.

Figura 7. Conceptul de bază al unui cuptor(hipbun)

Toate cuptoarele HIP folosesc o combinație a celor trei tipuri de transfer de căldură: conducție, convecție și radiație. Deoarece conductivitatea termică a argonului, gazul cel mai frecvent folosit, este scăzută, conducția contribuie doar cu un mic procent din totalul transferului de căldură. Structura cuptorului și materialele utilizate sunt destul de diferite față de cuptoarele HIP convenționale. Metalele refractare (Mo, W, Ta) sunt utilizate la cuptoarele HIP convenționale, iar de cele mai multe ori duc la apariția fluajului la temperaturi ridicate(hipbun).

Elementele de încălzire

Materialele utilizate pentru elementele de încălzire se împart în două categorii: cele care susțin o atmosferă oxidantă la temperatură și cele care au nevoie de protecție de la o atmosferă inertă peste o anumită temperatură. Prima categorie (Nicrom și Kantal) permit descărcarea și încărcarea la cald a presiunii izostatice, având ca rezultat o reducere considerabilă a timpului peciclu, însă cu toate acestea, utilizarea lor este limitată de temperaturi de până la aproximativ 1200°C. A doua categorie permite operațiuni la temperaturi considerabil mai mari. Cu toate acestea, din momentul în care devin oxidate la temperaturi ridicate, acestea trebuie să fie folosite în prese cuîncărcare la rece. Molibdenul se încadrează în această categorie și este utilizat pe scară largă, deoarece este disponibil în diferite forme (sârmă, foi, benzi) și este usor deformabil, facilitând astfel construcția cuptorului. În plus, un element din molibden este ușor de reparat și permite un mediu de funcționare curat. Bobinele din molibden sunt potrivite pentru intervalul de temperatură 1000-1650°C. La temperaturi mai mari de peste 1650°C este folosit grafitul. Izolația termică joacă un rol important pentru cuptoare, în special pentru echipamentele HIP cu temperaturi ridicate, deoarece izolația afectează viteza de încălzire și de răcire. Pentru obținerea unei performanțe rezonabile a izolării termice sunt folosite o combinație de materiale de carbon, cum ar fi grafitul, foi de grafit flexibile și fibre de carbon(hipbun).

Sistemul de presiune

Inițial, heliul a fost folosit ca mediu de presiune. Acesta are o densitate mult mai mică ca cea a argonului și o conductivitate mai bună, cu toate acestea, argonul este cel utilizat ca mediul de presiune cel mai des, din cauza costurilor mai reduse. Un parametru foarte important care trebuie luat in considerare este viscozitatea gazului.

Presiunea aplicată la temperatura de sinterizare accelerează cinetica de densificare prin creșterea efortuluide contact între particule și prin rearanjarea pozițiilor particulelor pentru a îmbunătății împachetarea acestora. Energia folosită pentru densificare este mărită prin aplicarea presiunii în timpul sinterizării oferind următoarele avantaje:

reducerea timpului de densificare

reducerea temperaturii necesare pentru densificare și prin urmare limitarea creșterii grăunților cristalini

minimalizarea porozității reziduale

creșterea rezistenței mecanice ca urmare a reducerii la minimum a porozității și a creșterii grăunților cristalini.

HIP este din ce în ce mai utilizat, deoarece aduce beneficii suplimentare datorită naturii izostatice a presiunii aplicate ducând la o mai mare uniformitate a materialului, eliminând orientarea preferată. În plus, se pot utiliza presiuni și temperaturi mult mai mari, având ca rezultat o densificare mai mare și mai bună și o flexibilitate în compoziția materialului.

Pentru obținerea corpurilor ceramice cu tehnica HIPinițial este necesară obținerea unui corp ceramic crud din pulberea ceramică precursoare și aditivi prin presare la rece, prin turnare, prin injecție sau prin extrudare.Aditivii folositi, cum ar fi plastifianții și lianții vor fi eliminați la sinterizare.

Corpurile ceramice crude sunt sinterizate și concomitent presate izostatic la cald. Cu această metodă, se pot obține o cantitate mare de componente ceramice care au proprietăți mecanice izotrope și fiabilitate ridicată pot fi produse cu ușurință.

În figura 11 este prezentat fluxul tehnologic de fabricare a pieselor de hardistonit, inclusiv piese de hardistonit care nu sunt complet dense.

Figura 11. Flux tehnologic pentru piese din hardistonit.(ref 19 -hipbun)

Sterilizare

Sterilizarea este un important pas din procesul de fabricație a implanturilor sau a dispozitivelor medicale pentru a preveni răspândirea infecției. Eficiența de sterilizare este definită ca fiind abilitatea de a elimina sau de a distruge toate formele de viața microbiană, inclusiv virusuri, bacterii și fungi, sub forme vegetative sau spori (Crow,1993). Este important să facem diferența între sterilizare și dezinfectare, deoarece dezinfectarea nu asigură același nivel de securitate și nu inactivează neapărat toate formele de microorganisme, spori de bacterii etc.

Lumina ultravioleta (UV) este radiația electromagnetică cu o lungime de undă mai scurtă decât cea a luminii vizibile, dar mai mare decât cea asociată cu razele X, în intervalul 10nm până la 400nm și cu energii de la 3eV până la 124eV. Lumina UV, se încadrează în trei grupuri mari din punctul de vedere al lungimii de undă: UV-C lungime de undă care se află in intervalul 100-280nm, UV-B pentru lungimi de undă între 280-315nm și UV-A pentru lungimi de undă între 315 și 400nm. Pentru sterilizare, sunt folosite radiațiile UV cu lungime de undă scurtă (UV-C), care sunt dăunătoare pentru microorganisme.

Efectele letale ale radiațiilor UV față de microorganisme au fost descoperite la sfârșitul secolului al XIX-lea și prima utilizare practică a UV-ului a fost în dezinfectarea apei. Termenul de „dezinfectare” este important pentru că, deși lumina UV poate steriliza, acest lucru nu este ușor de demonstrat.

Lămpile UV pentru sterilizare sunt lămpi cu vapori de mercur cu presiune scăzută, care emit aproximativ 86% din lumina lor la 254nm. Această lungime de undă coincide bine cu una dintre cele două vârfuri ale curbei de eficiență germicidă (adică eficiența de absorbție UV de către ADN). Unul din aceste vârfuri se află la aproximativ 265nm, iar celălalt la aproximativ 185nm.

În această lucrare vom analiza influența adaosului de SrO asupra proprietăților hardistonitului și vom testa proprietățile mecanice ale materialelor noi obținute.

Am preparat 3 seturi de amesecuri utilizând metoda sol gel pentru a obține 3 nanopulberi de hardistonit cu diferite adaosuri de stronțiu. Precursorii folosți au fost azotați precum Ca(NO3)2 , Zn(NO3)2 , Sr(NO3)2 și compusul organic TEOS. Primul amestec preparat a fost obținut prin omogenizarea azotaților de Ca și Zn cu etanol. În urma hidrolizării TEOSului, amestecul de azotați împreună cu TEOSul hidrolizat au fost omogenizați la 80°C, timp de 2h, în timp ce gelifierea s-a realizat în timp de 12h, la aceiași temperatură. Al doilea amestec a fost obținut în același mod ca amestecul de mai sus, însă pe lângă cei doi azotați am adăugat și azotatul de Sr (Sr(NO3)2). Și acest amestec a gelifiat la 80°C, în timp de 12h. Ultimul amestec obținut, a fost preparat prin înlocuirea totală a azotatului de calciu cu azotatul de stronțiu, iar gelifierea acestui preparat s-a realizat în 14h. După gelifierea amestecurilor acestea au fost lăsate la maturat și uscate la 70°C timp de 24h. Au fost efectuate analiza ATD pentru a determina temperatura de calcinare a probelor. În urma calcinării, probele au fost supuse analizei de microscopie electronică de baleiaj (SEM) și au fost fasonate prin presare uniaxială la 150MPa, folosind o matriță cu diametrul de 7,5 mm pentru obținerea unor pastiluțe cu diametrul și înălțimea aproximativ egale. Imediat după calcinare am realizat analiza XRD pentru a identifica fazele specifice materialului obținut. Pentru a analiza influența temerturii asupra probelor noastre, sinterizarea a fost realizată la temperaturi de 1300°C, 1350°C si 1400°C timp de 2h. După sinterizare au fost efectuate un alt set de analize de difracție de raze X (XRD) pentru a analiza structura cristalină și pentru a identifica fazele specifice hardistonitului.

Deoarece dorim un material cu o rezistență mecanică mare și o densitate ridicată am efectuat teste mecanice si de evalure a densității în xilen. Ulterior sau făcut teste pentru determinare biomineralizării în SBF timp de 21 zile și teste de microscopie electronică de baleial (SEM) pentru a determina acumularea deozitelor de apatită depuse în urma biomineralizării.

Întoate datele experimentale care vor urma, au fost folosite următoarele coduri:

-C2ZS2– probele corespunzătoare hardistonitului de calciu

-CSZS2– probele corespunzătoare hardistonitului de calciu și stronțiu

-S2ZS2– probele corespunzatoare hardistonitului de stronțiu

Mai jos în figura 12 este realiazată schema fluxului tehnologic al celor 3 amestecuri:

Ca(NO3)2 Zn(NO3)2 Sr(NO3)2 +EtOH TEOS H2O

C2ZS2 CSZS2 S2ZS2

Figura 12. Schema flux tehnologic pentru probele de C2ZS2, CSZS2, S2ZS2.

În imaginea de mai jos avem o imaginea reprezentativa pentru amestecul gelifiat și pentru pulberile obținute.

Rezultate experimentale:

Figura 1 reprezintă analiza termică complexă a gelului uscat de C2ZS2.

Fig 1: Analiza termica complexa a gelului uscat de C2ZS2

Pe derivatogramă se poate observa prezența efectelor endoterme. Efectele endoterme din intervalul 30-130°C, sunt specifice eliminării apei fizice. În intervalul 130-245°C efectul endoterm identificat corespunde deshidratării hidrocompușilor formați în timpul gelifierii, iar în intervalul 240-540°C se găsesc efecte slab endoterme însoțite de pierderi de masă foarte mari, rezultate din descompunerea unor compuși intermediari. Pierderea de masă în acest interval este de 22.798%, iar pierderea totala de masă a gelului uscat de C2ZS2 are o valoare de 54.36%. Temperatura de calcinare optimă este de 600°C deoarece dupa acestă valoare, structura probei nu se mai modifică.

Figura 2 este reprezentativă pentru analiza termică complexa a gelului uscat de S2ZS2.

Figura 2. Analiza termică complexă a gelului uscat de S2ZS2

S-au indentificat efecte endoterme specifice pierderii apei fizice în intervalul 30- 135°C, deshidratării hidrocompușilor formați în timpul gelifierii în intervalul 135-230°C și descompunerii ale compușilor intermediari, dar și din cauza deshidratării silicaților de Sr în intervalul 550-640°C. La fel ca și în proba anterioară și aceasta prezintă pierderi de masă foarte mari, cea mai mare fiind de 39.855% în intervalul 120-640°C.

În figura 3 sunt prezentate spectrele de difracție a razelor X pentru gelurile calcinate.

Fig 3: Spectrele de difracție a razelor X pentru gelurile calcinate: a. C2ZS2; b. CSZS2; c. S2ZS2

În figura 3 sunt prezentate spectrele de difracție a razelor X pentru gelurile calcinate. Din spectrele XRD ale probelor se poate observa gradul redus de cristalinitate al acestora. Fazele cristaline identificate, prin prisma peakurilor specifice, sunt hidrosilicați de calciu sau de stronțiu. De asemenea se pot decela efecte de difracție specifice Zn(OH)2. Datorită subtituției ionilor de calciu cu cei de stronțiu, în aceste probe se mai observă și peakurile specifice unui oxid de stronțiu hidratat.

După sinterizare, toate probele au fost caracterizate fazal prin difracție de raze X. Rezultatele sunt prezentate in figurile 4, 5 si 6.

Fig 4: Spectrele de difracție a razelor X pentru probele de C2ZS2 sinterizate la 1300° și 1350°C

Fig 5: Spectrele de difractie a razelor X pentru probele de CSZS2 sinterizate la 1300°, 1350° si 1400°C

Fig 6: Spectrele de difracție a razelor X pentru probele de S2ZS2 sinterizate la 1300°, 1350° și 1400°C

Figura 4 prezintă spectrul de difracție a razelor X pentru probele de C2ZS2 după sinterizare la diferite temperaturi, și anume 1300, 1350°C. Observăm că probele sunt foarte bine cristalizate și evidențiate și ca abaterea de la linia de bază a disparut. Se deceleaza peakuri specifice silicatului dublu de calciu și zinc (hardistonit de calciu). Trebuie menționat ca, în urma sinterizării la 1400°C, proba s-a topit, deoarece pornind de la o pulbere reactivă, obținută pe cale neconvețională – sol-gel, temperatura de topire a materialului scade. Mai putem observa că pe masură ce temperatura de sinterizare a crescut, peakurile s-au micsorat deoarece ne apropiem de temperatura de topire.

Spectrele XRD pentru probele de CSZS2 sinterizate la diferite temperaturi (figura 5) subliniază influența temperaturii asupra cristalizării probelor, temperatura optimă de sinterizare find cea de 1350°C deoarece la această temperatura proba cristalizează cel mai bine. Observăm că la 1400°C gradul de cristalizare scade, semn ca ne apropriem de temperatura de topire a materialului. În urma analizei XRD, a reiesit că avem o solutie solidă de C2ZS2, datorată adaosului de oxid de stronțiu, care se integrează în structura hardistonitului, ionii de stronțiu, ocupând poziții de calciu. Abaterea de la linia de bază a dispărut, iar probele sunt bine cristalizate.

Figura 6 este reprezentativă pentru spectrele de difracție a razelor X pentru probele de S2ZS2 sinterizate la 1300, 1350, 1400°C. Din această figură se observă influența temperaturii asupra probelor, dar și influența adaosului de stronțiu. De aceasta dată materialul are un grad de cristalizare ridicat și la temperaturi mai mari precum 1400°C comparativ cu proba anterioară, datorită înlocuirii totale ionilor de calciu cu cei de stronțiu. Însă și de această dată, cea mai bună temperatură de sinterizare este cea de 1350°C, deoarece are cel mai mare impact asupra gradului de cristalinizare a probei. Proba este foarte bine sinterizata și se deceleaza numai peakuri specifice hardistonitului de stronțiu.

Probele sinterizate au fost caracterizate din punct de vedere ceramic si mecanic. Rezultatele sunt centralizate în tabelul 1.

Tabelul 1. Valorile proprietăților ceramice și mecanice obținute pentru probele sinterizate:

Pentru o mai bună vizualizare a acestor date experimentale, acestea sunt prezentate grafic în figurile 7 si 8.

Fig 7: Evoluția densitătii relative și a porozității deschise pentru probele sinterizate

Evoluția densității relative și a porozității deschise pentru materialele sinterizate esteă de figura 7. Observăm că influența temperaturii are un impact major asupra densității relative a materialului. Proba de hardistonit de calciu are o densitate de aproximativ 75% la temperatura de 1300°C și creste până la 79% la 1350°C. În acest caz după cum reiese și din grafic, porozitatea deschisă scade o dată cu creșterea temperaturii, de la o porozitate inițială de 5% scade la una finală de 2% la 1350°C . De o evolutie semnificativă a densității beneficiază proba de CSZS2 pornind de la o densitate de 72% la 1300°C și ajungând până la o valoare de 85% la 1400°C, ceea ce înseamnă că a avut o creștere a densității de aproximativ 18%, ca urmare a sinterizării. Odată cu creșterea gradului de densitate porozitatea materialului scade semnificativ. Dacă la 1300°C, CSZ2 avea o porozitate de 13% la 1400°C ajunge să aibă o porozitate doar de aproximativ 2.5%, fapt ce aduce o îmbunătațire semnificativă a proprietăților mecanice în comparație cu celelalte 2 probe. În urma analizei evoluției ceramicii de S2ZS2, am observat că aceasta are densitatea cea mai mica la 1300°C de 71% cu o porozitate de 10%, ajunge la o densitate de 75% cu o porozitate de aproximativ 7,8% și este urmată de o scădere a densității ajungând la 73% și o creștere a porozitătii de aproximativ 8% la temperatura de sinterizare de 1400°C, proprietăți ce pot fi explicate pe baza procesului de topire anticipat. La temperaturi mici se înregistreaza o influență pozitivă a prezenței ionilor de calciu asupra procesului de sinterizare.

Fig 8: Evoluția rezistențelor mecanice la compresiune pentru probele sinterizate

Figura 8 prezintă evoluția rezistențelor mecanice la compresiune pentru probele de hardistonit sinterizate. În această figură se evidențiază comportamentul superior al probelor de hardistonit cu calciu și stronțiu, remarcându-se și influența pozitivă a temperaturii de sinterizare. Cea mai bună evoluție a rezistențelor mecanice la compresiune pentru toate cele trei temperaturi de sinterizare îi este destinată materialului ce contine calciu și stronțiu. Ținând cont de faptul că dimensiunea și înălțimea probelor a fost de aproximativ 7-8mm, rezistența mecanică în urma testelor a fost de aproximativ 30MPa pentru toate cele 3 temperaturi de sinterizare.

SBF